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Renato Mendes
Estudo experimental comparativo dos cimentos ósseos
nacionais
Dissertação de Mestrado
Dissertação apresentada como requisito parcial para obtenção do título de Mestre pelo Programa de Pós-Graduação em Engenharia Civil da PUC-Rio.
Orientadores: Djenane Cordeiro Pamplona Rames Mattar Junior
Rio de Janeiro, outubro de 2006
Renato Mendes
Estudo experimental comparativo dos cimentos ósseos
nacionais
Dissertação apresentada como requisito parcial para obtenção do título de Mestre pelo Programa de Pós-Graduação em Engenharia Civil da PUC-Rio. Aprovada pela Comissão Examinadora abaixo assinada.
Djenane Cordeiro Pamplona Orientadora
Departamento de Engenharia Civil - PUC-Rio
Hans Ingo Weber Departamento de Engenharia Mecânica - PUC-Rio
Khosrow Ghavami Departamento de Engenharia Civil - PUC-Rio
Luciano Luporini Menegaldo IME
José Eugênio Leal Coordenador Setorial do Centro Técnico Científico - PUC-Rio
Rio de Janeiro, 16 de outubro de 2006
Todos os direitos reservados. É proibida a reprodução total ou parcial do trabalho sem autorização da universidade, do autor e do orientador.
Renato Mendes
Graduado em Engenharia Civil pela Universidade Federal do Pará em 2003. Iniciou o curso de Mestrado na PUC-Rio em 2004, na área de Estruturas.
Ficha Catalográfica
CDD: 624
Mendes, Renato Estudo experimental comparativo dos
cimentos ósseos nacionais / Renato Mendes ; orientadores: Djenane Cordeiro Pamplona, Rames Mattar Junior. – Rio de Janeiro : PUC-Rio, Departamento de Engenharia Civil, 2006.
156 f. : il. ; 30 cm Dissertação (mestrado) – Pontifícia
Universidade Católica do Rio de Janeiro, Departamento de Engenharia Civil.
Inclui bibliografia 1. Engenharia Civil – Teses. 2. Cimento
ósseo. 3. Polimetilmetacrilato (PMMA). 4. Qualidade. 5. ABNT NBR ISO 5833. I. Pamplona, Djenane Cordeiro. II. Mattar Junior, Rames. III. Pontifícia Universidade Católica do Rio de Janeiro. Departamento de Engenharia Civil. IV. Título.
Aos meus pais, Osmar e Mariângela, meus exemplos de vida.
Agradecimentos
A Deus pela existência e dom da vida.
Aos meus pais, Osmar e Mariângela, quem muito admiro pelos exemplos de
simplicidade, caráter, justiça e humildade, amo muito vocês.
Aos meus irmãos, Rafael, Bianca e Beatriz.
Aos meus avós, Hilário e Aríete Mendes, pelo carinho e atenção com que me
receberam e dispensaram no decorrer deste trabalho.
À minha professora e orientadora Djenane Cordeiro Pamplona, pelos
ensinamentos, atenção e principalmente pela confiança na realização deste
trabalho.
Ao Eng.Tomaz Puga Leivas, pelo apoio, colaboração e atenção dispensada, uma
pessoa muito importante para que a concretização deste estudo se tornasse
realidade.
Ao Tecnólogo César Agusto Martins Pereira, pelo apoio e colaboração durante a
fase experimental do estudo e por sua amizade.
Aos amigos Ygor Almeida Netto e Adenilson Costa de Oliveira, por toda uma
convivência ao longo de dois anos e meio de curso, muito obrigado pelos
momentos de alegria e descontração e principalmente pela amizade.
A todas as pessoas, incluindo professores, amigos e familiares, que de forma
direta ou indireta contribuíram para a realização deste trabalho, meus sinceros
agradecimentos.
A CMM, Stryker do Brasil e Prosíntese pela doação das unidades de cimento
CMM, Howmedica Simplex P e Biomet, respectivamente, utilizadas neste
trabalho.
A CNPq, pelo apoio financeiro.
Resumo
Mendes, Renato; Pamplona, Djenane Cordeiro (Orientador); Junior, Rames Mattar (Orientador). Estudo experimental comparativo dos cimentos
ósseos nacionais. Rio de Janeiro, 2006. 156p. Dissertação de Mestrado - Departamento de Engenharia Civil, Pontifícia Universidade Católica do Rio de Janeiro.
O cimento ósseo ou acrílico, também conhecido por polimetilmetacrilato
(PMMA), é um biomaterial empregado em cirurgias. Utilizado principalmente na
fixação de próteses, além do preenchimento e reconstrução de segmentos ósseos,
o cimento ósseo é colocado nos espaços vazios entre o implante e a superfície
óssea endosteal, endurecendo em pouco tempo e assegurando a firme colocação
da prótese ao preencher por completo o espaço vazio entre o implante e o osso.
Avaliou-se a qualidade de cinco marcas de cimento ósseo comum (sem adição de
antibióticos), de viscosidade normal, comercializadas no mercado brasileiro,
sendo três de fabricação nacional e duas importadas, de acordo com os parâmetros
da norma ABNT NBR ISO 5833. Realizou-se a inspeção visual dos componentes
a fim de verificar requisitos de aparência, embalagem e rotulagem, aferição de
conteúdos (massa e volume), e os seguintes ensaios para obtenção das
propriedades físicas e mecânicas do material: estabilidade do componente líquido,
temperatura máxima, tempo de colocação, tempo de formação de massa, intrusão,
resistência à compressão e resistência e módulo de flexão. Todas as marcas foram
reprovadas no item 9.1- Rotulagem da referida norma, e duas marcas, sendo uma
nacional e outra importada, reprovadas nos testes de intrusão. Nas demais
verificações e ensaios todas as marcas avaliadas obtiveram resultados
satisfatórios.
Palavras-chave
1. Cimento Ósseo. 2. Polimetilmetacrilato (PMMA). 3. Qualidade. 4. ABNT
NBR ISO 5833.
Abstract
Mendes, Renato; Pamplona, Djenane Cordeiro (Advisor); Junior, Rames Mattar (Advisor). Experimental study comparing national brands of
orthopaedical cement. Rio de Janeiro, 2006. 156p. MSc Dissertation – Department of Civil Engineering, Pontifícia Universidade Católica do Rio de Janeiro.
The bone or acrylic cement, also known for polymethylmethacrilate
(PMMA), is a biomaterial used in surgeries. Used mainly in the fixation of
prostheses, beyond the fulfilling and reconstruction of bone segments, the bone
cement is placed in the empty spaces between the implant and the endosteal bone
surface, hardening in little time and assuring the firm rank of prostheses when
filling completely the empty space between the implantation and the bone. Quality
of five marks of common bone cement (without antibiotic addition), of normal
viscosity, commercialized in Brazil, was evaluated, being three of brazilian
manufacture and two imported, in accordance with the parameters of norm ABNT
NBR ISO 5833. They had become fullfilled it visual inspection of the components
in order to verify requirements of appearance, packing and labelling, gauging of
contents (mass and volume), and the following tests for attainment of the physical
and mechanical properties of the material: stability of the liquid component,
maximum temperature, setting time, doughing time, intrusion, compressive
strength, bending modulus and bending strength. All the marks had been
disapproved in the item 9.1-Labelling of the related norm, and two marks, being
national and other imported, disapproved in the intrusion tests. In the too much
verifications and assays all the evaluated marks had gotten resulted satisfactory.
Keywords
1. Bone Cement. 2. Polimethylmetacrilate (PMMA). 3. Quality. 4. ABNT
NBR ISO 5833.
Sumário
1 Introdução 24
1.1. Objetivo 27
2 Revisão Bibliográfica 28
2.1. Cimento Ósseo Acrílico 28
2.1.1. Histórico 28
2.1.2. Composição 32
2.1.3. Polimerização 34
2.1.4. Métodos de mistura e Porosidade 37
2.1.5. Aplicações 40
2.1.6. Evolução das técnicas de cimentação 42
2.1.7. Complicações em cirurgias 45
2.1.8. Propriedades mecânicas 46
2.2. Revisão de conceitos gerais para ensaios mecânicos 47
2.2.1. Tensão aplicada 47
2.2.2. Módulo de Young e Curvas de esforço versus deformação 48
2.2.3. Tração e Compressão 50
2.2.4. Flexão 51
3 Materiais e Métodos 52
3.1. Materiais 52
3.2. Métodos 54
3.2.1. Inspeção visual 55
3.2.2. Exatidão de conteúdos 57
3.2.3. Estabilidade do componente líquido 58
3.2.4. Tempo de formação de massa 60
3.2.5. Temperatura máxima e Tempo de colocação 62
3.2.6. Intrusão 67
3.2.7. Resistência à compressão 69
3.2.8. Resistência e módulo de flexão 73
4 Resultados 80
4.1. Inspeção visual 80
4.1.1. Aparência 80
4.1.2. Embalagem 83
4.1.3. Rotulagem 84
4.2. Exatidão de conteúdos 84
4.3. Estabilidade do componente líquido 88
4.4. Tempo de formação de massa 89
4.5. Temperatura máxima e Tempo de colocação 91
4.6. Intrusão 102
4.7. Resistência à compressão 104
4.8. Resistência e Módulo de flexão 110
5 Discussão 117
6 Conclusão 120
7 Sugestões 122
8 Referências Bibliográficas 123
Apêndice 1 127
Apêndice 2 140
Anexo 1 153
Anexo 2 154
Anexo 3 155
Anexo 4 156
Lista de figuras
Figura 1: Variação da temperatura ao longo do tempo na fase de
polimerização. 35
Figura 2: Aplicações do cimento ósseo na reconstrução de deformidades
faciais (A) e na artroplastia de joelho (B) (Oktar, 2003). 40
Figura 3: Diagrama tensão versus deformação (Daniels, Tooms & Harkess
in Barros, 2002). 49
Figura 4: Esforços de tração e compressão. 50
Figura 5: Esforços de flexão 51
Figura 6: Identificação das marcas de cimento utilizadas. 53
Figura 7: Fluxograma de realização dos ensaios. 54
Figura 8: Recipiente e espátula utilizados para a mistura dos
componentes. 55
Figura 9: Balança digital e pipeta graduada para a verificação da
conformidade de conteúdos de massa e volume. 58
Figura 10: Escoamento do líquido através do viscosímetro tipo “U” para
medição dos tempos ta (antes do aquecimento) e tb (depois do
aquecimento). 59
Figura 11: Frascos com amostras de líquido imersos em água (A) e
aparelho de Banho Maria fechado com temperatura constante (B). 59
Figura 12: Equipamentos (vasilha de aço inoxidável e espátula de
poliestireno) para realização da mistura do componente pó com o líquido
(ampola). 61
Figura 13: Início da mistura do pó com o líquido (A); e formação de fibras
entre o cimento e a luva cirúrgica (B). 61
Figura 14: Cimento acrílico ósseo no estado de massa. 62
Figura 15: Anel interno (êmbolo), anel externo (corpo) e corpo de prova,
respectivamente, em sentido horário. 63
Figura 16: Termopar acoplado ao molde. 64
Figura 17: Sistema termopar-molde com carga aplicada. 64
Figura 18: Interface do software utilizado nos ensaios de temperatura. 65
Figura 19: Curva típica temperatura versus tempo. 66
Figura 20: Conjunto composto por êmbolo e corpo (com identificação dos
furos) utilizado como molde para ensaios de intrusão. 67
Figura 21: Carga de 49 N aplicada sobre êmbolo no conjunto do molde de
intrusão. 68
Figura 22: Medida do comprimento de intrusão em corpo de prova
cilíndrico utilizando-se paquímetro digital. 69
Figura 23: Molde e corpos de prova para ensaio de resistência à
compressão. 70
Figura 24: Realização do ensaio de compressão. 71
Figura 25: Detalhe do bloco sobre o corpo de prova sujeito ao ensaio de
compressão. 71
Figura 26: Detalhe do corpo de prova ao final do ensaio. 72
Figura 27: Curva hipotética de força versus deformação para ensaios de
compressão. Método gráfico para a determinação do limite superior de
escoamento (1) e limite convencional de elasticidade (2) para o
deslocamento de 2% (3) do comprimento inicial. 72
Figura 28: Detalhe dos corpos de prova para ensaios de flexão. 74
Figura 29: Sistema de equipamentos utilizados nos ensaios de flexão. 75
Figura 30: Relógio comparador acoplado ao suporte de alumínio dotado
de cutelos inferiores. 75
Figura 31: Sistema composto por célula de carga, cutelos superior e
inferior e relógio comparador. 76
Figura 32: Detalhe do corpo de prova em ensaio de quatro pontos com a
haste do relógio comparador posicionada entre os cutelos inferiores. 76
Figura 33: Amostra no momento de ruptura. 77
Figura 34: Imagem de vídeo correspondente ao tempo em que a força
atingiu 15 N. 78
Figura 35: Análise comparativa dos resultados dos ensaios de
Estabilidade do Líquido. 88
Figura 36: Análise comparativa dos resultados dos ensaios de Tempo de
Formação de Massa. 91
Figura 37: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da
marca Baumer Osteo-Class (amostra 1). 92
Figura 38: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da
marca Baumer Osteo-Class (amostra 2). 93
Figura 39: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da
marca Biomecânica (amostra 1). 94
Figura 40: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da
marca Biomecânica (amostra 2). 95
Figura 41: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da
marca CMM (amostra 1). 96
Figura 42: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da
marca CMM (amostra 2). 97
Figura 43: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da
marca Howmedica Simplex P (amostra 1). 98
Figura 44: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da
marca Howmedica Simplex P (amostra 2). 99
Figura 45: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da
marca Biomet (amostra 1). 100
Figura 46: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da
marca Biomet (amostra 2). 101
Figura 47: Análise comparativa dos resultados dos ensaios de
Temperatura Máxima e Tempo de Colocação. 102
Figura 48:Análise comparativa dos resultados dos ensaios de Intrusão 104
Figura 49: Análise comparativa dos resultados dos ensaios de Resistência
à Compressão. 110
Figura 50: Análise comparativa dos resultados dos ensaios de Resistência
e Módulo de Flexão. 116
Figura 51: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class
(amostra 1). 127
Figura 52: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class
(amostra 2). 128
Figura 53: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class
(amostra 3). 128
Figura 54: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class
(amostra 4). 129
Figura 55: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class
(amostra 5). 129
Figura 56: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Biomecânica (amostra
1). 130
Figura 57: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Biomecânica (amostra
2). 130
Figura 58: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Biomecânica (amostra
3). 131
Figura 59: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Biomecânica (amostra
4). 131
Figura 60: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Biomecânica (amostra
5). 132
Figura 61: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento CMM (amostra 1). 132
Figura 62: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento CMM (amostra 2). 133
Figura 63: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento CMM (amostra 3). 133
Figura 64: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento CMM (amostra 4). 134
Figura 65: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento CMM (amostra 5). 134
Figura 66: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Howmedica Simplex P
(amostra 1). 135
Figura 67: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Howmedica Simplex P
(amostra 2). 135
Figura 68: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Howmedica Simplex P
(amostra 3). 136
Figura 69: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Howmedica Simplex P
(amostra 4). 136
Figura 70: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Howmedica Simplex P
(amostra 5). 137
Figura 71: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Biomet (amostra 1). 137
Figura 72: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Biomet (amostra 2). 138
Figura 73: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Biomet (amostra 3). 138
Figura 74: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Biomet (amostra 4). 139
Figura 75: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à compressão da unidade de cimento Biomet (amostra 5). 139
Figura 76: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class
(amostra 1). 140
Figura 77: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class
(amostra 2). 141
Figura 78: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class
(amostra 3). 141
Figura 79: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class
(amostra 4). 142
Figura 80: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class
(amostra 5). 142
Figura 81: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Biomecânica (amostra 1). 143
Figura 82: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Biomecânica (amostra 2). 143
Figura 83: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Biomecânica (amostra 3). 144
Figura 84: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Biomecânica (amostra 4). 144
Figura 85: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Biomecânica (amostra 5). 145
Figura 86: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento CMM (amostra 1). 145
Figura 87: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento CMM (amostra 2). 146
Figura 88: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento CMM (amostra 3). 146
Figura 89: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento CMM (amostra 4). 147
Figura 90: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento CMM (amostra 5). 147
Figura 91: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Howmedica Simplex P
(amostra 1). 148
Figura 92: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Howmedica Simplex P
(amostra 2). 148
Figura 93: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Howmedica Simplex P
(amostra 3). 149
Figura 94: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Howmedica Simplex P
(amostra 4). 149
Figura 95: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Howmedica Simplex P
(amostra 5). 150
Figura 96: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Biomet (amostra 1). 150
Figura 97: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Biomet (amostra 2). 151
Figura 98: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Biomet (amostra 3). 151
Figura 99: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Biomet (amostra 4). 152
Figura 100: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de
resistência à flexão da unidade de cimento Biomet (amostra 5). 152
Lista de tabelas
Tabela 1: Composição química do Cimento Ósseo Acrílico. 32
Tabela 2: Evolução das técnicas de cimentação. 44
Tabela 3: Quantidade de amostras necessárias para realização dos
ensaios. 53
Tabela 4: Identificação das unidades de cimento por lote, data de
fabricação e data de validade. 80
Tabela 5: Avaliação da aparência das unidades de cimento Baumer
Osteo-Class. 81
Tabela 6: Avaliação da aparência das unidades de cimento
Biomecânica. 81
Tabela 7: Avaliação da aparência das unidades de cimento CMM. 82
Tabela 8: Avaliação da aparência das unidades de cimento Howmedica
Simplex P. 82
Tabela 9: Avaliação da aparência das unidades de cimento Biomet. 83
Tabela 10: Avaliação de requisitos de embalagem das unidades de
cimento (itens 8.1 e 8.3) 83
Tabela 11: Avaliação de requisitos de rotulagem das unidades de cimento
(itens 9.1 e 9.2) 84
Tabela 12: Massa e volume nominais e variações permitidas para
conteúdos de unidades de cimento. 85
Tabela 13: Análise estatística e avaliação da conformidade de massa e
volume das amostras de cimento Baumer Osteo-Class. 85
Tabela 14: Análise estatística e avaliação da conformidade de massa e
volume das amostras de cimento Biomecânica. 86
Tabela 15: Análise estatística e avaliação da conformidade de massa e
volume das amostras de cimento CMM. 86
Tabela 16: Análise estatística e avaliação da conformidade de massa e
volume das amostras de cimento Howmedica Simplex P. 87
Tabela 17: Análise estatística e avaliação da conformidade de massa e
volume das amostras de cimento Biomet. 87
Tabela 18: Avaliação dos resultados dos ensaios de estabilidade do
componente líquido. 88
Tabela 19: Análise estatística e avaliação dos resultados do tempo de
formação de massa das unidades de cimento Baumer Osteo-Class. 89
Tabela 20: Análise estatística e avaliação dos resultados do tempo de
formação de massa das unidades de cimento Biomecânica. 89
Tabela 21: Análise estatística e avaliação dos resultados do tempo de
formação de massa das unidades de cimento CMM. 90
Tabela 22: Análise estatística e avaliação dos resultados do tempo de
formação de massa das unidades de cimento Howmedica Simplex P. 90
Tabela 23: Análise estatística e avaliação dos resultados do tempo de
formação de massa das unidades de cimento Biomet. 91
Tabela 24: Avaliação da Temperatura máxima (Baumer Osteo-Class). 93
Tabela 25: Avaliação do Tempo de colocação (Baumer Osteo-Class). 94
Tabela 26: Avaliação da Temperatura máxima (Biomecânica). 95
Tabela 27: Avaliação do Tempo de colocação (Biomecânica). 96
Tabela 28: Avaliação da Temperatura máxima (CMM). 97
Tabela 29: Avaliação do Tempo de colocação (CMM). 98
Tabela 30: Avaliação da Temperatura máxima (Howmedica Simplex P) 99
Tabela 31: Avaliação do Tempo de colocação (Howmedica Simplex P).100
Tabela 32: Avaliação da Temperatura máxima (Biomet). 101
Tabela 33: Avaliação do Tempo de colocação (Biomet). 102
Tabela 34: Avaliação do ensaio de intrusão para unidades de cimento
(Amostra 1). 103
Tabela 35: Avaliação do ensaio de intrusão para unidades de cimento
(Amostra 2). 103
Tabela 36: Dimensões dos cilindros das amostras de cimento Baumer
Osteo-Class. 105
Tabela 37: Análise e avaliação dos dados de ensaios de resistência à
compressão de unidade de cimento Baumer Osteo-Class. 105
Tabela 38: Dimensões dos cilindros das amostras de cimento
Biomecânica. 106
Tabela 39: Análise e avaliação dos dados de ensaios de resistência à
compressão de unidade de cimento Biomecânica. 106
Tabela 40: Dimensões dos cilindros das amostras de cimento CMM. 107
Tabela 41: Análise e avaliação dos dados de ensaios de resistência à
compressão de unidade de cimento CMM. 107
Tabela 42: Dimensões dos cilindros das amostras de cimento Howmedica
Simplex P. 108
Tabela 43: Análise e avaliação dos dados de ensaios de resistência à
compressão de unidade de cimento Howmedica Simplex P. 108
Tabela 44: Dimensões dos cilindros das amostras de cimento Biomet. 109
Tabela 45: Análise e avaliação dos dados de ensaios de resistência à
compressão de unidade de cimento Biomet. 109
Tabela 46: Dimensões médias, tempos e deflexões relativos a 15 N e 50
N e deflexão final das amostras de unidade de cimento Baumer Osteo-
Class. 111
Tabela 47: Resultados e avaliação dos ensaios de módulo e resistência à
flexão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class. 111
Tabela 48: Dimensões médias, tempos e deflexões relativos a 15 N e 50
N e deflexão final das amostras de unidade de cimento Biomecânica. 112
Tabela 49: Resultados e avaliação dos ensaios de módulo e resistência à
flexão da unidade de cimento Biomecânica. 112
Tabela 50: Dimensões médias, tempos e deflexões relativos a 15 N e 50
N e deflexão final das amostras de unidade de cimento CMM. 113
Tabela 51: Resultados e avaliação dos ensaios de módulo e resistência à
flexão da unidade de cimento CMM. 113
Tabela 52: Dimensões médias, tempos e deflexões relativos a 15 N e 50
N e deflexão final das amostras de unidade de cimento Howmedica
Simplex P. 114
Tabela 53: Resultados e avaliação dos ensaios de módulo e resistência à
flexão da unidade de cimento Howmedica Simplex P. 114
Tabela 54: Dimensões médias, tempos e deflexões relativos a 15 N e 50
N e deflexão final das amostras de unidade de cimento Biomet. 115
Tabela 55: Resultados e avaliação dos ensaios de módulo e resistência à
flexão da unidade de cimento Biomet. 115
Lista de símbolos
A Área
A Distância entre pontos de carregamento
B Resistência à flexão
B Largura
D Diâmetro
E Módulo de elasticidade
F Força
f Deflexão
G Porosidade
H Altura
I Momento de inércia
M Momento
N Número da amostra
P Carga
T Temperatura
Tamb Temperatura ambiente
Tcol Temperatura de colocação
Tmax Temperatura máxima
t Tempo
ta Tempo de escoamento antes do aquecimento
tb Tempo de escoamento depois do aquecimento
tcol Tempo de colocação
Vm Volume total
Vp Volume não-contínuo
y Distância da linha neutra
∆F Faixa de carga
∆t Variação percentual no tempo de escoamento
ε Deformação
σ Tensão
ABNT Associação Brasileira de Normas Técnicas
ASTM American Society for Testing and Materials
ISO International Organization for Standardization
MMA Metilmetacrilato
NBR Norma Brasileira
PMMA Polimetilmetacrilato
1 Introdução
Desde épocas passadas, o homem tem se preocupado em restaurar ou
substituir partes danificadas do tecido ósseo humano. Em meados do século XVII,
Fallopius implantou uma placa de ouro para restaurar um defeito craniano e, a
partir daí, tem-se usado os implantes para a substituição de partes danificadas do
sistema ósseo (Santos, 2002).
Numerosos materiais têm sido utilizados, porém poucos apresentam
resultados satisfatórios já que a maioria provoca, em maior ou menor grau,
resposta imunológica do organismo receptor. Dentre os materiais biológicos
encontram-se os enxertos autógenos, que utilizam tecido ósseo do próprio
indivíduo, e os enxertos alógenos, que consistem na utilização de tecido ósseo de
outro indivíduo, da mesma espécie, para a reconstituição da parte danificada.
Destes materiais, os enxertos autógenos são mais utilizados devido à falta de
reação imunológica, pois, sendo sempre compatíveis, favorecem os processos de
revascularização e reparação. O enxerto ósseo pode cooperar com três funções
para o processo de consolidação: osteogênese, osteoindução e osteocondução.
A procura por um material moldável para promover a reparação óssea tem
sido a busca de vários pesquisadores e cirurgiões interessados em acelerar a
consolidação de fraturas ou reconstruir defeitos ósseos (Schmitz, Hollinger &
Milan, 1999). Essa busca levou ao conhecimento de biomateriais que podem ser
definidos como substâncias de origens naturais ou sintéticas e que são toleradas de
forma transitória ou permanente pelos diversos tecidos que constituem os órgãos
dos seres vivos, dentre os mais importantes podemos citar o cimento ósseo.
O polimetilmetacrilato, conhecido também como cimento ortopédico ou
acrílico, tem sido utilizado como biomaterial desde 1930 (Wiltse, HALL &
Stenehjem, 1957). Seu uso em ortopedia iniciou-se em 1940, como apoio interno
da coluna vertebral e preenchimento de cavidades ósseas (Chanrley, 1970).
Utilizado principalmente na fixação de próteses, além do preenchimento e
reconstrução de segmentos ósseos, o cimento ósseo é instalado como interface
25
entre o implante e a superfície óssea endosteal, preenchendo os nichos vazios e
agregando de forma resistente e definitiva essas partes. Sua facilidade de
manipulação e rápido endurecimento permitem, alem da firme agregação da
prótese, um menor tempo de cirurgia, o que beneficia sobremaneira sua eficácia e
a segurança do paciente. Outra importante propriedade desse material é sua
facilidade de ocupar homogeneamente os espaços, proporcionando ótima
distribuição das cargas e tensões incidentes à prótese, diminuindo assim suas
possibilidades de fadiga e desgaste, o que amplia consideravelmente sua vida útil.
(Kühn, 2000).
Várias outras aplicações foram introduzidas com o tempo, sendo que a
utilização do cimento como material de fixação de implantes no quadril deu-se
principalmente devido à atividade de John Chanrley nas décadas de 1950 e 1960,
quando foram desenvolvidos estudos mecânicos e clínicos. Sua utilização, nas
cirurgias de artroplastia do quadril, joelho e ombro está plenamente estabelecida
até os dias de hoje (Chohfi & Langlais, 1994).
O cimento deve suportar forças na aplicação “in vivo” sendo que as
características mecânicas e de biocompatibilidade são vitais para o sucesso da
fixação cirúrgica. Quando, porem, são impostas forças superiores à capacidade de
resistência do cimento, podem ocorrer fraturas, fadiga do material ou falência da
fixação. A sobrevida da prótese, portanto, deve ser considerada, também, como
função das propriedades mecânicas do elemento de fixação (Saha & Pal, 1984).
O afrouxamento asséptico é uma das complicações mais freqüentes das
próteses cimentadas, e vários questionamentos sobre a resistência do cimento
ósseo ou fatores a ele relacionados têm sido estudados (Schurman et al.,1989;
Mulroy & Harris, 1990). Segundo Lewis & Nyman (2000), o afrouxamento é
iniciado pela fragmentação do cimento que leva à osteólise. Predispõe à
fragmentação a presença de cantos vivos nas próteses, camada de cimento fina ou
incompleta e a presença de porosidade no cimento ósseo. Uma outra causa
freqüente relatada de afrouxamento é a necrose óssea, causada, na maioria das
vezes, pela agressão que o material, com falta de parâmetros de qualidade química
ou biológica, imputa ao osso (Combs & Grenwald, 1979; Barb et al., 1982; Chin,
Stauffer & Chad, 1990).
26
Desta forma, as propriedades mecânicas do cimento, entre outras, devem
ser bem controladas, para se evitar falhas deste material que poderiam ocasionar a
soltura de próteses (Holm, 1980; Markolf & Amstutz, 1976). A falha de uma
prótese conduz inevitavelmente a novas cirurgias, denominadas revisões, para
substituição do implante, acarretando vários e importantes riscos cirúrgicos para o
paciente (Dohmae et al., 1988; Vince, Hunt & Williams, 1991).
Considerando que a estrutura óssea humana deve suportar um variado
conjunto de esforços e cargas, estáticas e dinâmicas, e que qualquer substituição
ou reposição deve ser suficientemente resistente a estas cargas, notamos a
importância da qualidade de todos os componentes participantes deste processo,
pois a falência de apenas um deles comprometeria o resultado de todo o conjunto.
Habitualmente, no Brasil, a confecção de componentes implantáveis
metálicos ou plásticos utilizados em cirurgias de reparação no sistema esquelético
humano são submetidas a rigorosas normas de fabricação e qualidade final, com
fiscalizações e testes constantes por parte dos órgãos responsáveis, o que nem
sempre acontece com o cimento ósseo.
Tratando-se tal material, como visto anteriormente, de um componente de
vital importância no sucesso de uma cirurgia ortopédica, principalmente de ordem
articular, parâmetros mínimos de qualidade devem ser rigorosamente atendidos,
garantindo segurança de manipulação, aplicabilidade e expectativa de resultados
ao cirurgião, bem como pleno uso da eficácia e longevidade da prótese utilizada.
Para isto, normas de fabricação, compatibilidade de conteúdos (líquido e pó),
instruções de armazenamento, manipulação e aplicação, acondicionamento e
embalagens, além de propriedades finais do produto aplicado, devem ser
requeridas e fiscalizadas, determinando o comportamento deste mercado no
Brasil. Em outras palavras, um cimento de boa qualidade reflete em ganhos de
manuseio e aplicação para o cirurgião e assegura ao paciente menor probabilidade
de complicações em longo prazo e conseqüentemente um maior tempo de vida da
cirurgia.
Este trabalho foi realizado com a finalidade de contribuir com dados
técnicos e principalmente com a conscientização da importância do tema no
tratamento da saúde da população. Além de fornecer uma base para consulta sobre
produtos disponíveis no mercado nacional aos cirurgiões e usuários, pretende
27
também alavancar a discussão sobre a situação do comércio deste material em
nosso país no que tange à responsabilidade de produção e fiscalização por parte
dos fabricantes e órgãos competentes, respectivamente.
1.1. Objetivo
O objetivo da pesquisa é avaliar a qualidade do cimento ósseo encontrado
no mercado nacional, utilizando a norma ABNT NBR ISO 5833 – Implantes para
cirurgia – Cimentos de resina acrílica, a fim de verificar se os produtos
comercializados satisfazem requisitos físicos, mecânicos, de embalagem e
rotulagem.
2 Revisão Bibliográfica
2.1. Cimento Ósseo Acrílico
O cimento ósseo é um material composto pela mistura de duas substâncias:
um polímero (pó) e um monômero (líquido). Unidos pelo processo de reação
química denominada “polimerização”, esses componentes são conhecidos como
polimetilmetacrilato (PMMA).
2.1.1. Histórico
Atualmente, todos os cimentos ósseos no mercado são baseados
quimicamente na mesma substância: metilmetacrilato (MMA). Quimicamente, o
MMA é um éster do ácido metacrílico, substância que os cientistas iniciaram seu
estudo, intensivamente, no começo do vigésimo século.
A fim de aprender mais sobre estes interessantes polímeros, o professor
Pechmann atribuiu o tema “Produtos de polimerização do ácido acrílico” a seu
aluno Otto Rohm, para sua tese, há mais de 70 anos em Tubingen, Alemanha.
Baseado nos resultados de sua pesquisa, Otto Rohm fundou mais tarde a
companhia Rohm e Haas, onde os acrilatos foram desenvolvidos em seus
laboratórios de pesquisa. Por volta de 1928, uma técnica para síntese de MMA em
grande escala já tinha sido estabelecida. Isto conduziu ao nascimento das
dentaduras utilizando MMA, em 1935. No mesmo ano a técnica foi patenteada
por Bauer. Quando os problemas a respeito da produção técnica foram
solucionados e a disponibilidade dos materiais foi garantida, os cientistas
ocuparam-se intensivamente com as perguntas de como e de onde usar estas novas
substâncias e como desenvolver modificações que conduziriam a aplicações
desconhecidas (Kuhn, 2000).
Em 1936, a companhia Kulzer descobriu que uma massa poderia ser
produzida misturando polimetilmetacrilato (PMMA) em pó e um monômero
29
líquido, que endurecesse quando o peróxido de benzoíla (BPO) fosse adicionado e
a mistura aquecida à 100º C em um molde de pedra. O primeiro uso clínico destas
misturas de PMMA foi uma tentativa para fechar defeitos craniais em macacos, no
ano de 1938. Quando estas experiências tornaram-se conhecidas, os cirurgiões
ficaram ansiosos para tentar estes materiais na cirurgia plástica em seres humanos.
O polímero Paladon 65, nesta base, foi então usado para fechar defeitos craniais
nos seres humanos através da produção de placas em laboratório e mais tarde
ajustando o endurecimento do material no local de aplicação (Kleinschmitt, 1941).
Quando os químicos descobriram que a polimerização de MMA ocorreria
por si própria em temperatura ambiente se um co-iniciador fosse adicionado, as
companhias Degussa e Kulzer, usando aminos aromáticos terciários,
estabeleceram em 1943 um protocolo para a produção química de cimentos ósseos
de PMMA; este processo é válido até hoje. Estes estudos devem ser considerados
como o nascimento do cimento ósseo de PMMA.
Ao fim da Segunda Guerra Mundial, muitas patentes alemãs no campo dos
metacrilatos tiveram de ser entregues aos vencedores devido ao perigo de um
possível rearmamento alemão. Após este acontecimento, o uso prático dos estudos
de Otto Rohm pelo mundo ocorreu rapidamente. Os cimentos ósseos de PMMA
(o qual está ainda no mercado até hoje) foram desenvolvidos independentemente
em diversos países; estes cimentos incluem as marcas CMW, Palacos R e Simplex
P.
As vantajosas propriedades de manipulação das misturas do polímero de
MMA remanesceram o objeto de muitos projetos de pesquisa, isto porque os
cimentos no mercado diferem consideravelmente neste respeito, mesmo que suas
bases químicas sejam idênticas. Kiaer (1951) foi o primeiro a utilizar o material
como escora, para a fixação de cápsulas de vidro acrílico na cabeça femoral, após
ter removido a cartilagem (Haboush, 1953; Henrichsen et al. 1953).
Os estudos sobre o uso destes materiais em plásticas no crânio se iniciaram
com a produção técnica em grande escala dos polímeros (Worringer e Thomalske,
1953). As resinas de cura rápida foram usadas também para preenchimento dos
defeitos dos ferimentos no esqueleto visceral (Rau 1963).
Judet e Judet (1956) foram os primeiros a introduzir um método cirúrgico na
artroplastia. Logo, entretanto, tornou-se aparente que a prótese de PMMA
30
(utilizando- se Plexiglass) usada não poderia ser integrada ao corpo por razões
biológicas e mecânicas. Isto pelo fato de que o Plexiglass é uma resina acrílica de
PMMA para utilização industrial, preparado por aquecimento e sob pressão, o que
confere grande resistência e aparência transparente. Existem diferenças,
entretanto, entre Plexiglass, cimento dental e cimento ósseo (obtido por reação
auto-polimerizável exotérmica). Embora sejam todos compostos pelo
polimetilmetacrilato, constituem propriedades físicas e mecânicas diferentes.
Os pré-requisitos essenciais para a aceitação do cimento ósseo de PMMA na
cirurgia foram os estudos da reação do tecido aos implantes. A boa
biocompatibilidade dos implantes de PMMA em curto prazo era da importância
vital (Henrichsen et al. 1953; Wiltse et al. 1957). Os estudos extensivos de
Hullinger (1962) provaram também a biocompatibilidade do PMMA endurecido.
Em 1958, Sir. John Charnley, considerado o inventor da recolocação
moderna de juntas artificiais, introduziu, pioneiramente, o cimento ósseo na
cirurgia ortopédica, fixando com sucesso os componentes femural e acetabular na
artroplastia total do quadril. Charnley chamou o material usado de “cimento ósseo
na base acrílica”. Seus estudos descreveram uma técnica cirúrgica totalmente nova
(Charnley, 1970).
No fim de 1960, Buchholz e a companhia Kulzer foram os primeiros a
adicionar um antibiótico aos cimentos ósseos (Ege,1999). Baseado na
consideração do conhecido processo da difusão, a liberação do monômero
residual, investigaram se um ingrediente ativo poderia ser dissolvido na matriz do
cimento. A adição do sulfato do gentamicina no Palacos R rendeu os primeiros
resultados satisfarórios. Os estudos se iniciaram nos laboratórios da Endoklinik,
em Hamburgo, Alemanha, e resultaram no desenvolvimento do tipo Refobacin-
Palacos R, o primeiro cimento ósseo com antibiótico introduzido no mercado,
demonstrando a boa cooperação entre Merck e Kulzer (Buchholz e Engelbrecht
1970; Buchholz et al.1981).
Um outro tipo de cimento ósseo, de baixa viscosidade, foi desenvolvido na
década de 80 para ser utilizado com pistola injetora, facilitando o preenchimento
do canal medular em cirurgias de vertebroplastia.
Em parte, devido aos resultados positivos a respeito da sua
biocompatibilidade, o interesse clínico no material de PMMA e o número de
31
cimentos ósseos no mercado cresceram. Com a finalidade de criar uma base
uniforme para reproduzir e testar os cimentos ósseos de PMMA iniciou-se em
1976 o desenvolvimento de um padrão nos Estados Unidos, onde a American
Society for Testing and Materials (ASTM) publicou a norma F-451-76 - Standard
Specifications for Acrylic Bone Cements, em 1978. Na mesma base, foi
desenvolvido o protocolo ISO 5833/1 um pouco tempo depois, em 1979. Hoje,
todos os cimentos ósseos devem obedecer ao padrão atual, ISO 5833/2 (2002). No
Brasil, ela é representada pela publicação da Associação Brasileira de Normas
Técnicas, denominada ABNT NRB ISO 5833 – Implantes para cirurgia –
Cimentos de resina acrílica - a qual se aplica este trabalho.
Vários estudos comparativos de cimentos ósseos foram freqüentemente
publicados no mundo. Entretanto, tratam somente de alguns tipos de cimento e
algumas perguntas especiais. Geralmente, somente algumas das propriedades dos
cimentos são comparadas em tais estudos, e os métodos usados freqüentemente
não podem ser aplicados a todos os cimentos. Esta situação insatisfatória faz o
usuário não ter certeza dos méritos relativos a cada cimento, pois não pode
facilmente comparar os cimentos no mercado. Recentemente, Lewis (1997)
publicou uma revisão detalhada das propriedades de seis cimentos, principalmente
produtos no mercado dos Estados Unidos. Uma comparação atual, abrangente e
detalhada entre cimentos do mundo inteiro pode ser encontrada na publicação de
Kühn (2000).
No Brasil, Marconcini publicou em 1996 um estudo comparativo sobre as
propriedades físico-químicas de 08 marcas de cimento ósseo, entre nacionais e
importadas, comercializadas no país naquela época (algumas já não mais existem
ou sofreram alterações). Naquela ocasião, utilizou-se a primeira edição da norma,
onde o único teste mecânico incluso era o de força de compressão. Apenas na
última revisão da norma, em 2002, foi concordado em também incluir testes de
flexão e módulo de flexão.
Em 2001, Pascotini analisou comparativamente as propriedades mecânicas
do cimento nacional CMM preparado manualmente e centrifugado, em diferentes
temperaturas. No mesmo ano, Barros comparou a resistência à compressão do
cimento ósseo nacional Baumer Osteo-Class, e do irlandês Howmedica Simplex
P, preparados manualmente e a vácuo.
32
2.1.2. Composição
Os cimentos ósseos são fornecidos geralmente como um sistema de dois
componentes, sendo 40g de polimetilmetacrilato em pó e 20ml de monômero
líquido (Tabela 1).
O pó consiste principalmente em partículas de forma granulada com um
diâmetro típico variando entre 1-125 mícrons, podendo apresentar pesos
moleculares na faixa de 60.000 a 1.000.000 g/mol, com densidade de 1,18g/cm³,
temperatura de fusão cristalina (Tm) igual a 160ºC e temperatura de transição
vítrea (Tg) igual a 105ºC, sendo um polímero predominantemente amorfo. Estas
partículas contêm além do homopolímero PMMA e/ou copolímeros do
metilmetacrilato, um dos três ativadores do processo da polimerização, o peróxido
de benzoíla (BPO) (chamado iniciador). Contêm ainda, o dióxido de zircônio
(ZrO2), ou sulfato de bário (BaSO4), para fornecer a rádio-densidade, e um
antibiótico, na maioria dos casos gentamicina ou vancomicina, com o intuito de se
combater possíveis infecções locais após a aplicação do cimento.
O líquido, com densidade 1,18 g/cm³, e como o segundo componente,
contém principalmente o monômero MMA, mas também o segundo ativador do
processo de polimerização, N,N-Dimetil p-toluidino (DMPT) (chamado
acelerador), e a hidroquinona ou o ácido ascórbico, como um estabilizador para
impedir a auto-cura do monômero no líquido durante o armazenamento.
Tabela 1: Composição química do Cimento Ósseo Acrílico.
Composição química do Cimento Ósseo Acrílico
Pó Líquido
Polímero
polimetilmetacrilato/copolímeros (PMMA)
Monômero
metilmetacrilato (MMA)
33
Iniciador
peróxido de benzoíla (BPO)
Rádio-Opacidade
dióxido de zircônio (ZrO2)
sulfato de bário
Antibióticos
ex. gentamicina, vancomicina
Acelerador
N,N,dimetil p-toluidino (DMPT)
Estabilizador
hidroquinona
ácido ascórbico
Várias pesquisas vêm sendo realizadas para melhorar as propriedades
térmicas, mecânicas e biológicas dos cimentos ósseos. Estudos incluem a adição
de quantidades pequenas de ingredientes, tais como: carbono, grafita, aramid,
partículas de osso, titânio, polietileno de peso molecular ultra elevado, fibras de
PMMA, tricálciofosfato (TCP) ou hidroxiapatite (HA) na matriz do cimento. O
HA é um material biocompatível e possui osteotransdutividade (processo pelo
qual o material é lentamente substituído por tecido ósseo de nova formação),
integrando-se fortemente com osso. Conseqüentemente, a adição do HA em
formulação do cimento ósseo realça a biocompatibilidade. O HA é o material
inorgânico que dá forma à fase mineral do osso e sua estrutura é o Fosfato de
Cálcio.
34
2.1.3. Polimerização
Adicionando o polímero ao monômero, os componentes são misturados e o
processo de polimerização é então iniciado ocorrendo a auto-cura. Em
temperatura ambiente (23 ± 1ºC), a polimerização do monômero somente pode ser
iniciada na presença de radicais livres. Radicais são átomos ou grupos de átomos
com pelo menos um elétron desemparelhado, considerados altamente reativos, são
normalmente destruídos rapidamente, por uma recombinação ou pela quebra, até a
criação de outro radical e uma molécula estável. Estes radicais são produzidos
durante a reação do iniciador BPO, que se encontra no pó, e do acelerador DMPT,
presente no líquido. Por esta razão, este tipo especial de polimerização é
denominado “polimerização do radical livre”.
O processo transforma o líquido grosso inicial em um material deformável
macio e finalmente em um cimento, endurecendo-se rapidamente com um
aumento associado na temperatura. É crítico que o processo da polimerização seja
reproduzido assim que o cirurgião possa aplicar o cimento corretamente.
O processo de polimerização é uma reação exotérmica, que libera uma
grande quantidade de calor. Este calor gerado faz com que temperaturas da ordem
de 90ºC sejam atingidas dentro do organismo. Estas temperaturas são prejudiciais
às células em contato com o cimento, pois as levam à necrose. No entanto, em
casos de retirada de tumores dentro da cavidade óssea, o aquecimento é benéfico,
pois leva à destruição de células neoplásticas que porventura não conseguiram ser
retiradas (Marconcini, 1996).
O aumento da temperatura é governado pela quantidade de monômero
reagindo e da composição química dos componentes do cimento. Além disso, a
necrose química pode ser atribuída também à liberação de monômero não-reagido.
A polimerização muda o volume do cimento: a mistura encolhe no início,
expande durante a fase da liberação do calor, e encolhe finalmente outra vez
quando esfria. Na teoria, o monômero perde 20% de seu volume. Dado que o
cimento é composto de aproximadamente um terço de líquido e dois terços de pó,
a perda do volume é aproximadamente 8%.
Portanto, poderia ser de importância clínica reduzir-se o índice do
monômero residual, sem influenciar a qualidade do cimento. Por outro lado, o
35
encolhimento do cimento durante a polimerização e seu comportamento mecânico
ao longo do tempo seria prejudicado, contribuindo para o afrouxamento asséptico
do implante.
A Figura 1 mostra a mudança na temperatura da polimerização do cimento
com tempo. A massa obtida após ter se misturado os componentes do pó e do
líquido do cimento começa a se solidificar e endurece após alguns minutos.
Figura 1: Variação da temperatura ao longo do tempo na fase de polimerização.
Durante o preparo, o cimento ósseo passa por três estágios distintos,
variando suas propriedades físicas e químicas, permitindo assim manuseá-lo ou
não, dependendo da fase de polimerização em que se encontra:
1. Fase de Mistura (t0 – t1)
Essa é a fase no qual o cirurgião obtém uma massa homogênea,
misturando-se o líquido ao pó (nesta ordem). A partir da mistura dos componentes
chamada de tempo zero (t0), o cimento apresenta-se sob uma forma viscosa
denominada pré-massa. No intervalo de tempo entre t0 e t1, há um aumento de
sua viscosidade com o decorrer da polimerização.
Os cimentos já diferem bastante durante a fase de mistura. Alguns
cimentos podem ser facilmente misturados; outros podem ser homogeinizados
36
somente com grande dificuldade e máximo cuidado. Breusch et al. (1999) estudou
as técnicas de cimentação, utilizadas na artroplastia de quadril, na Alemanha,
usando um questionário, e descobriu que a seqüência de mistura indicada nas
instruções dos fabricantes é somente observada em dois terços dos casos.
2. Fase Trabalhável (t1 – t2)
A fase trabalhável é o tempo durante o qual o cirurgião pode facilmente
realizar a aplicação do cimento. Inicia-se no ponto ao qual a massa adquire
consistência suficiente para ser manuseada não aderindo mais às luvas do
cirurgião, considerando-se que atingiu o tempo de formação de massa (t1).
Para aplicação manual, o cimento não deve ser pegajoso, e a viscosidade
não deve ser muito alta. Considerando estes parâmetros, os cimentos diferem
significantemente. Nenhum estudo obteve sucesso em comparar cimentos
(provavelmente pela falta de um método de determinação) na intenção de
caracterizar esta fase, a qual é eminentemente importante na prática.
Evidentemente, a fase de trabalho dos cimentos muda com o uso do sistema
de mistura, porque com estes sistemas, o usuário não necessita esperar até que o
cimento não esteja pegajoso. Entretanto, a viscosidade que não é tão baixa durante
esta fase inicial deve ser garantida. Se não for, o cimento aplicado pode não
suportar a pressão de sangramento no osso. Sangue é incluído no cimento, e estas
inclusões devem ser vistas como pontos fracos distintos, com um alto risco de
fratura do material (Draenert, 1988). Este fenômeno é o principal problema
quando se usam cimentos de baixa viscosidade, pois estes são freqüentemente
aplicados no corpo em um momento muito adiantado devido a sua curta fase de
trabalho.
3. Fase de Endurecimento (t2 em diante)
A fase de endurecimento indica o momento no qual o cirurgião pode esperar
que o cimento seja completamente endurecido dentro do organismo. O tempo de
endurecimento varia com a relação pó/líquido do cimento, a temperatura do
cimento, e a temperatura ambiente. O fabricante pode apenas conduzir testes “in
vitro” desta fase e determinar os tempos de endurecimento apenas no laboratório
em condições definidas (de temperatura, umidade, etc.). Porém, o comportamento
37
de endurecimento do cimento sobre condições de cirurgia (particularmente sobre a
influência da temperatura ambiente, temperatura dos componentes, temperatura
do corpo e espessura do cimento), onde o as tentativas do cirurgião em formar um
cimento de espessura de não mais do que 2-5 mm sobre condições in vivo, pode
diferir significantemente das indicações do fabricante nas instruções do manual.
O cimento convencional permanece no estado de pré-massa por 1 a 2
minutos antes de entrar na fase de massa, que varia de 3 a 7 minutos, até seu
endurecimento total, entre 8 e 14 minutos, dependendo da marca comercial do
cimento e das condições ambientais. Os cimentos de baixa viscosidade mantêm-se
no estado de massa por 5 minutos e endurecem entre 6 e 8 minutos. Contudo, os
cimentos do tipo convencional e os de baixa viscosidade são afetados pela
temperatura, umidade relativa do ar e pelas condições de armazenamento, de
forma similar. Ambientes quentes e úmidos diminuem a fase de massa,
antecipando o endurecimento do cimento ósseo em até 5 minutos. O aumento da
temperatura em 1ºC pode acelerar o endurecimento do cimento em até 1 minuto.
O armazenamento do cimento em um ambiente úmido por período prolongado
sofre efeitos similares (Chan, Ahmed & Johnson in Barros, 2002).
De acordo com a norma IS0 5833, cada fabricante é obrigado a apresentar
com detalhes ao usuário (se possível, gráfico) a representação das propriedades de
manuseio do cimento. Isto é sem dúvida, necessário, já que a enfermeira mistura
os dois componentes na sala de operações, imaginamos que seja importante
representar os fatores de influência e as conseqüências que eles exercem na
qualidade final do produto.
2.1.4. Métodos de mistura e Porosidade
Lewis (1997) classificou os métodos de mistura em do cimento ósseo em
quatro tipos: mistura manual, por centrifugação, a vácuo e por agitação ultra-
sônica, sendo possível a combinação mecânica de misturas.
38
� Mistura Manual
Neste método de mistura, o componente em pó é adicionado ao componente
líquido (este último pode ou não estar resfriado a um intervalo de temperatura
entre 15ºC e 16ºC) em tigela polimérica (usualmente propileno) ou em cuba
metálica utilizando-se uma espátula de propileno ou uma colher de aço
inoxidável, a uma velocidade de 1 a 2Hz, durante um intervalo de tempo que varia
entre 45 e 120 segundos. A mistura manual do cimento ósseo nas condições
atmosféricas permite a entrada de ar nas cadeias de polímeros e sua a viscosidade
natural permite que apenas as grandes bolhas migrem para a superfície, deixando
um número considerável de bolhas menores que 1 mm (Chan, Ahmed & Johnson
in Morrey, 1996).
Este foi o método escolhido para a realização deste trabalho por representar
a realidade na maioria das salas cirúrgicas no Brasil.
� Centrifugação
Na centrifugação, os componentes do cimento ósseo previamente
adicionados manualmente, são imediatamente colocados em uma seringa e
levados a uma centrífuga a 2300-4000 rpm, pelo tempo de 30 a 180 segundos.
� Mistura a Vácuo
Na mistura a vácuo, o componente em pó normalmente é adicionado ao
componente líquido, o vácuo é aplicado em pressões que variam de 5 a 100 kPa
com uma freqüência de 1 ou 2 Hz, por um intervalo de tempo que varia entre 15 e
150 segundos. A utilização de pressão atmosférica entre 400 e 730 mmHg, reduz
significamente a porosidade de 5% a 10% para 1%. Essa redução da porosidade é
resultado da eliminação das macro e microporosidades sendo efetiva para todos os
tipos de cimento ósseo. O nível de vácuo recomendado varia entre 500-550
mmHg sob a pressão atmosférica.
� Agitação Ultra-sônica
A agitação ultra-sônica, um outro método de mistura no qual o componente
em pó é adicionado ao líquido em uma cuba de aço inoxidável e posteriormente é
39
colocado em um prato vibratório (50 vibrações/segundo), enquanto é misturado
com uma espátula de propileno (Chan, Ahmed & Johnnson in Morrey, 1996).
Outros aparelhos também podem ser usados para misturar o cimento, como
por exemplo, um motor acoplado a uma unidade excêntrica que faz movimentos
em duas direções, ou então uma máquina que mistura e centrifuga
simultaneamente (Lewis, 1997).
As propriedades mecânicas e a estabilidade em longo prazo dos cimentos
ósseos são afetadas pela incorporação do ar no manto do cimento. Todos esses
sistemas foram desenvolvidos, portanto, para minimizar a porosidade do cimento
ósseo que é ocasionada pela inclusão de ar nos espaços entre as cadeias de
polímeros, envolvendo uma série de mecanismos, que podem ou não estar
associados:
� Entrada de ar durante o método de mistura e sua transferência; � Presença de ar nos espaços entre as cadeias de polímero; � Geração de bolhas, resultado da evaporação ou ebulição do monômero; � Expansão térmica de bolhas; � Presença de cavitação das bolhas (Morrey, 1996).
A porosidade (G), pode ser mensurada como um percentual de volume ou
como um percentual de área de seção transversal ocupada pelas bolhas.
Matematicamente, descreve a relação do volume não-contínuo (Vp) ao volume
total (Vm) de todo o material, de acordo com a seguinte equação:
Vm
VpG = (2.1)
Assim, a porosidade é uma fração de 1, que pode também ser medida como
uma porcentagem. Para uma fixação bem sucedida, a porosidade total deve ser
menor do que 0,05 (5%). Para serem detectados radiologicamente, os poros
devem ter um diâmetro de pelo menos 1 milímetro. Os poros de tamanho maior
são denominados macroporos, enquanto que os poros menores que 1 milímetro
são denominados microporos e devem ser investigados por técnicas
microscópicas em superfícies manchadas de espécimes do cimento. Para
conseguir uma fixação contínua, um exame das medidas deve ser feito para
40
minimizar o tamanho e número dos poros, que podem agir como vácuos e
comprometer a estabilidade do manto de cimento pela iniciação de fissura e sua
conseqüente propagação.
Segundo Wixson et al. (1985), o pré-resfriamento do monômero, polímero e
recipiente de mistura e o uso de sistemas a vácuo durante a mistura resulta em
uma significante redução no número e volume dos poros. Como conseqüência,
uma considerável melhoria da tensão de fadiga dos cimentos ósseos foi descrita.
Os valores de porosidade do cimento ósseo misturado manualmente,
relatados pela literatura, variam entre 5% e 16% segundo Morrey (1996), e 9% a
27% segundo Canale (1998).
2.1.5. Aplicações
O cimento acrílico possui diversas aplicações em cirurgias, sendo utilizado
na reconstrução de deformidades faciais (cirurgias plásticas); no preenchimento de
defeitos na cabeça e no revestimento de aneurismas craniais (cirurgias craniais);
como apoio interno da coluna vertebral (vertebroplastia), preenchimento de
cavidades ósseas e na fixação de endopróteses (cirurgias ortopédicas).
(A)
(B)
Figura 2: Aplicações do cimento ósseo na reconstrução de deformidades faciais (A) e na
artroplastia de joelho (B) (Oktar, 2003).
No caso de cirurgias ortopédicas, o cimento ósseo pode assumir as seguintes
funções principais (Marconcini, 1996):
41
� Como massa para modelamento, sujeito a baixas tensões;
� No preenchimento de cavidades ósseas, que dependendo da localização,
tais como articulações, fica sujeito a cargas elevadas;
� Na fixação de próteses, onde o cimento forma uma interface entre a
prótese e o osso, atuando como homogeneizador e amortecedor de altas
tensões, principalmente de compressão.
As propriedades mecânicas do cimento devem ser bem controladas, para
se evitar falhas deste material que poderiam ocasionar a soltura de próteses
(Holm, 1980; Markolf & Amstutz, 1976). A falha de uma prótese conduz
inevitavelmente a novas cirurgias, denominadas revisões, para substituição do
implante, acarretando vários e importantes riscos cirúrgicos para o paciente
(Dohmae et al., 1988; Vince, Hunt & Williams, 1991).
Os fatores que comumente acarretam problemas nas propriedades
mecânicas do cimento são: a diminuição da resistência do cimento com o passar
do tempo, ocasionada por uma degradação natural do polímero, adição de
antibióticos, que fragilizam o polímero (Weinstein et al., 1976), e os problemas
relacionados com a má homogeneização durante o preparo, que criam regiões de
menor resistência, tais como:
� mistura não adequada do pó com o líquido;
� excesso de porosidade no cimento;
� excesso de monômeros residuais;
� inclusão de sangue ou outros fluidos, que atuam como agentes expansores
do polímero pela sua evaporação durante o aquecimento da mistura.
Os problemas de homogeneização podem ser minimizados através de
cuidados e a utilização de misturadores a vácuo e/ou centrifugação (Burke, Gates
& Harris et al., 1990).
A soltura de próteses pode ser originada, também, por processos de
remodelamento ósseo, reações inflamatórias ou de biocompatibilidade e
infecciosas (Silver & Doillon, 1989).
O encapsulamento de fibrose que ocorre entre o cimento e a prótese
compõe um material de baixas resistência e rigidez. Com isto, dependendo da
42
quantidade de fibrose, podem ocorrer micromovimentos excessivos entre o
conjunto cimento-prótese e o osso, e levar a soltura do implante (Dohmae et al.,
1988; Strömberg, Herbert & Palmertz, 1992 in Barros, 2002). Segundo
Marconcini (1996), esta fibrose ocorre principalmente devido aos seguintes
fatores:
� reação do tecido hospedeiro ao cimento acrílico (reação de
biocompatibilidade);
� natureza agressiva do ato cirúrgico para colocação de próteses;
� forma, dimensões e movimentação do implante (retroalimentação);
� toxicidade do monômero residual do cimento, como é o caso do
metacrilato de metila;
� aumento excessivo de temperatura, ocasionado pela reação de
polimerização. Deve-se ressaltar que o aquecimento é benéfico quando o
cimento é utilizado no preenchimento de cavidades ósseas após a retirada
de tumores, levando à destruição células neoplásticas restantes (Camargo,
1994).
� reação do tecido hospedeiro ao acúmulo de partículas de cimento acrílico,
provenientes de dissolução e desgaste (cisalhamento).
2.1.6. Evolução das técnicas de cimentação
As características de manuseio e cura do cimento ósseo foram refinadas com
o passar do tempo, porém sua composição química permaneceu basicamente a
mesma. Por outro lado, as técnicas de cimentação mudaram drasticamente.
Na “primeira geração”, as técnicas de cimentação não envolviam a
preparação do osso (isto é, lavagem ou secagem) antes da inserção do cimento.
Além disso, o cimento era introduzido à mão, em estado pastoso, no canal femoral
e acetábulo. Estas técnicas culminavam em um potencial para a laminação do
cimento, inclusão de sangue ou vácuos dentro do cimento, mantos inadequados de
cimento, e a penetração pobre do cimento nos interstícios do osso. Apesar das
limitações, há muitos relatos de boa sobrevivência em longo prazo das próteses
introduzidas utilizando estas técnicas.
43
O cimento é um espaçador, não um adesivo. A pressurização do cimento
aumenta sua penetração nos interstícios do osso. Esta intrusão do cimento no osso
fornece o travamento mecânico, que é responsável pela distribuição de forças na
interface de fixação. Askew et al. e Krause et al., mostraram que uma
pressurização aumentada, resultou em uma maior penetração do cimento no osso,
e que este cimento esteve associado com o suporte de forças mais elevadas de
tensão em relação ao cimento pressurizado a dedo.
Majkowski (1993) et al., e Krause (1982) et al., relataram também que a
limpeza da superfície do osso (isto é, removendo a gordura, o sangue e os outros
resíduos) promove uma melhor penetração do cimento, realça o travamento
mecânico, e melhora assim a distribuição de forças. Mais recentemente, Breusch
et al., mostraram uma penetração significativamente maior de cimento no osso
limpo através de lavagem pulsada ao invés da lavagem por seringa.
O aperfeiçoamento das técnicas de cimentação, iniciado em 1972, chamadas
de técnicas de “segunda geração”, passou a utilizar cimentos de baixa viscosidade,
introduzidos com pistola de injeção retrógrada e a utilização de tampões de canal
medular no lado femoral, enquanto outros instrumentos pressionam o cimento no
lado acetabular (Barros, 2002). Além disso, uma completa limpeza do osso era
realizada antes da inserção do cimento, e o cimento era previamente introduzido
para reduzir a laminação e os vácuos do sangue. As técnicas de cimentação de
segunda geração resultaram em uma redução significativa na incidência do
afrouxamento asséptico.
Reconhecendo a importância da pressurização para conseguir uma boa
fixação, com um forte travamento mecânico, as técnicas de cimentação de
“terceira geração” (ou contemporâneas) introduziram o conceito da pressurização
mantida no cimento antes e durante a inserção da haste femoral. Isto foi
conseguido colocando um selo de borracha em torno do bocal do injetor do
cimento, que selou eficazmente a extremidade proximal do canal femoral. Após a
inserção prévia do cimento, um cimento adicional é introduzido através do selo. O
canal medular é então selado distalmente e proximamente. Enquanto mais cimento
é introduzido, a pressão aumenta e o cimento é forçado nos interstícios do osso
circunvizinho.
44
Também foi recomendado que o cimento ósseo devesse ser misturado a
vácuo. Este tipo de mistura não apenas remove as emanações nocivas do
monômero, mas também reduz a porosidade do cimento.
A importância de um manto completo do cimento foi reconhecida e
conduziu ao desenvolvimento de centralizadores distal e proximal. Estes
centralizadores facilitam a produção de um manto adequado de cimento sobre a
cavidade desejada, ajustando a haste no centro da cavidade. O centralizador
proximal pode também ser usado para realçar a pressurização durante e após a
inserção da haste.
Tabela 2: Evolução das técnicas de cimentação.
Evolução das técnicas de cimentação
1ª Geração 2ª Geração 3ª Geração
Plug distal femoral Não Sim Sim
Selo proximal femoral Não Não Sim
Pressurização acetabular Não Não Sim
Mistura manual Sim Sim Não
Mistura a vácuo Não Não Sim
Polimento Não Sim Sim
Lavagem pulsada Não Não Sim
Experiências in vitro demonstraram uma melhor penetração no osso e uma
melhor distribuição de forças mais elevadas nos cimentos de baixa viscosidade.
Entretanto, há a dificuldade de pressurizar o cimento de baixa viscosidade
suficientemente para se superar a pressão de sangramento, o que pode resultar no
deslocamento do cimento pelo sangue. O cimento de viscosidade normal é menos
provável de ser deslocado pelo sangue e pode conseqüentemente fornecer
resultados mais confiáveis (Learmonth, 2005).
As técnicas contemporâneas de cimentação (3ª geração) incluem a
otimização de propriedades do cimento pela mistura a vácuo, limpeza do osso
endosteal com lavagem pulsada, inserção retrógrada e a pressurização do cimento.
A viscosidade do cimento na inserção deve ser suficientemente baixa para
permitir o “fluxo” no momento de encaixe da prótese com o osso, mas possuir
uma pressurização suficientemente adequada. A limpeza, a secagem e a ventilação
45
distal podem reduzir a contaminação do sangue e a laminação do cimento. Os
centralizadores distais aumentam a probabilidade de se conseguir um manto
completo do cimento. Baseado em um estudo destas técnicas, o Swedish Hip
Registerl relatou uma sobrevivência de 95% das cirurgias em 10 anos (Learmonth,
2005).
2.1.7. Complicações em cirurgias
Segundo Kostetzer et al. (1984), várias têm sido as causas citadas para os
distúrbios hemodinâmicos conseqüentes à aplicação do metilmetacrilato nas
cirurgias ortopédicas de quadril:
� A introdução do monômero na corrente circulatória com ação depressora
sobre o miocárdio, além de ação vasoplégica;
� Introdução de restos celulares e gordura na circulação ocasionando áreas
de microembolias pulmonares, liberação de histamina e fatores
tromboplásticos;
� Embolia aérea pela passagem de gases da cavidade medular para o
intravaso;
� Manifestação reflexa pela existência de “barorreceptores” intramedulares;
� Reação alérgica aos componentes do cimento ósseo, etc.
Entre as ocorrências relacionadas ao uso do cimento, a manifestação de
hipotensão arterial é uma das alterações cardiovasculares mais citadas. Além da
queda na pressão arterial, há relatos de outras manifestações clínicas, tais como:
parada cardíaca, arritmias, cianose, coagulação intravascular disseminada, etc.
A intensidade dos fenômenos supracitados é maior quando o cimento é
aplicado no canal femoral e a gravidade da manifestação é maior dependendo do
estado volêmico e hidroeletrolítico prévio, bem como em condições de risco
aumentado (idade, hipertensão arterial, arteriosclerose e artrites).
Os meios de controlar as alterações hemodinâmicas provocadas pelo uso
do cimento acrílico envolvem desde o acompanhamento monitorado, com
reposição volêmica adequada nas anestesias, até no ato cirúrgico, onde se devem
eliminar as ocorrências de maior absorção do monômero, ou seja, manuseio
46
prolongado da mistura em polimerização até a fase mais plástica, antes da
aplicação em áreas cruentas; bem como a drenagem do canal medular, no
momento da introdução do cimento, diminuindo a câmara de compressão gerada
pelo espaço livre dentro do canal medular (Kostetzer et al., 1984).
2.1.8. Propriedades mecânicas
Devido à conexão entre o osso e o cimento ósseo e entre o cimento e a
prótese ser mecânica, a camada de cimento tem a função de um amortecedor
elástico. A principal tarefa do cimento é transferir as forças de impacto afetando o
osso o mais uniformemente possível. . Estas características favoráveis do cimento
são realçadas otimizando-se a geometria da prótese. Finalmente, é a transferência
de forças o que define o prazo da estabilidade do implante. Se fatores de força
externos são maiores do que a capacidade do cimento em transferir a força, ele se
romperá. Por esta razão, é necessário testar as propriedades mecânicas dos
cimentos ósseos sobre condições padrão.
As propriedades mecânicas são influenciadas por vários fatores e não é
fácil relatar as características de força de todas as formulações existentes no
mercado, pois uma difere da outra. Alguns dos fatores que influenciam as
propriedades mecânicas dos cimentos ósseos são; composição das peças do
cimento, peso molecular (peso-médio) da peça do polímero, porosidade, tipo de
esterilização dos constituintes e métodos de mistura.
Cientistas de materiais possuem vários métodos de análise à sua
disposição. Primeiramente, existem diversos testes estáticos, como por exemplo,
de tensão, compressão, flexão ou impacto. Estes testes podem ser realizados em
diferentes tempos após a polimerização.
O estudo da força de compressão consiste tipicamente na aplicação de uma
carga axial em um cilindro do material testado. A carga aplicada resulta na
“tensão” dentro do espécime e da eventual falha do material na compressão. A
carga em que o PMMA falha na compressão é a força final da compressão,
medida em MPa. A determinação da força de flexão final, ou a tensão de flexão
final de PMMA, também pode ser executada sujeitando o espécime à aplicação de
47
carga até a falha. A relação entre qualquer tensão e a deformação correspondente
invocada dentro do material pode ser representada pela inclinação da linha dentro
da parcela linear da curva de tensão-deformação e é denominada de módulo de
elasticidade. Geralmente, este valor reflete a rigidez característica do espécime de
PMMA.
Portanto, a rigidez dos cimentos ósseos pode ser calculada (por testes de
tensão, compressão ou flexão) como seu módulo de flexão. É uma medida que
habilita o cimento em agir como uma camada elástica entre a prótese e o osso.
Além dos testes estáticos, testes dinâmicos (i.e., testes de mudança de
carregamento e tempo) são possíveis, podendo ser conduzidos como testes de
tensão, compressão ou flexão. Normalmente, a força de fadiga é determinada em
um teste de flexão, pois o dispositivo de teste necessário para este teste é
comparativamente simples. Tais investigações, as quais devem ser feitas usando
valores mínimos (107, ou ainda 108), alternando-se as cargas, levam grande tempo,
já que o número de alterações de carga deve ser entre 3 e 5 por segundo (Soltesz
et al. 1998).
2.2. Revisão de conceitos gerais para ensaios mecânicos
As propriedades mecânicas definem o comportamento de um material
quando sujeito aos esforços de natureza mecânica e correspondem às propriedades
que, num material especificado, determinam a sua capacidade de transmitir e
resistir aos esforços que lhe são aplicados até a sua falha.
Os ensaios mecânicos de materiais envolvem a aplicação de forças
conhecidas e a medida da deformação produzida. As forças, em relação ao tipo de
carregamento solicitado, podem ser divididas basicamente em: tração, flexão e
torção, compressão e cisalhamento.
2.2.1. Tensão aplicada
Quando um corpo é submetido a uma força, ele está exposto a uma
deformação em função da ação da carga. A magnitude da força, sua duração e a
48
direção são os fatores que determinam a extensão da deformação (Pascotini,
2001).
Tensão é definida genericamente como a resistência interna de um corpo a
uma força externa aplicada sobre ele, por unidade de área, podendo ser expressa
pela seguinte equação (Beer & Johnston, 1992):
A
F=σ (2.2)
Onde:
σ : tensão (MPa);
F: força (N);
A: área (m²).
Algumas características dos materiais são importantes para determinar o
aparecimento de deformações, como, por exemplo, a capacidade de absorção de
energia e o módulo de elasticidade (módulo de Young).
2.2.2. Módulo de Young e Curvas de esforço versus deformação
O cientista inglês Robert Hooke, após uma série de experiências, constatou
no ano de 1678, que uma série de materiais, quando submetidos à ação de carga
normal, sofrem variação na sua dimensão linear inicial, bem como, na área da
seção transversal inicial. Ao fenômeno da variação linear, Hooke denominou de
alongamento, constatando que quanto maior a carga normal aplicada, e o
comprimento inicial da peça, maior o alongamento, e quanto maior a área da
seção transversal e a rigidez do material, medido através do seu módulo de
elasticidade, menor o alongamento para uma tensão constante. Esta relação pode
ser expressa pela seguinte equação, conhecida como Lei de Hooke:
σ = E . ε (2.3)
Onde:
σ : tensão aplicada;
E: módulo de elasticidade (ou módulo de Young);
49
ε: deformação exercida no material.
Também conhecida como “relação constitutiva” do material, a relação
tensão versus deformação pode ser expressa pela seguinte curva (Figura 3),
lembrando que a Lei de Hooke é somente válida na fase linear elástica dos
materiais:
Figura 3: Diagrama tensão versus deformação (Daniels, Tooms & Harkess in Barros,
2002).
A primeira porção da curva é linear e a deformação aumenta
proporcionalmente ao esforço, até que o ponto de cessão ou limite de
proporcionalidade seja alcançado e denote o final da fase elástica. Se a carga for
removida em qualquer ponto da curva antes desse limite, a substância retorna à
sua forma de repouso. A inclinação desta curva gera um ângulo que é a medida da
rigidez do material. Quanto maior a tangente do ângulo, maior a rigidez do
material. Esta tangente é denominada de módulo de elasticidade, ou módulo de
Young.
O trecho da curva do ponto que une o limite de proporcionalidade ao ponto
de ruptura mostra que a deformação aumenta mais rapidamente com o aumento da
força aplicada. Esta é a região plástica da curva na qual uma deformação
permanente é produzida no material.
Através da análise da força e das deformações ocorridas no material durante
o ensaio mecânico, e o conhecimento da geometria do material, é possível
50
construir uma curva própria, que fornece as principais características do material
avaliado.
2.2.3. Tração e Compressão
Uma peça está submetida a um esforço de tração ou compressão, quando
uma carga normal F, atuar sobre a área da seção transversal da peça.
Quando a carga atuar com o sentido dirigido para o exterior da peça, a
mesma estará tracionada. Quando o sentido de carga estiver dirigido para o
interior da peça, ela estará comprimida (Figura 4). Para a diferenciação dos
conceitos, já que a expressão de tensão utilizada é a mesma, a convenção adotada
para tensões de compressão é expressa em valores negativos (-), e por sua vez, a
tensão de tração expressa em valores positivos (+).
Figura 4: Esforços de tração e compressão.
Os materiais conhecidos como dúcteis quando submetidos a esforços de
tração apresentam deformação plástica, precedida por uma deformação elástica,
até atingir o rompimento. Já os materiais frágeis quando submetidos a ensaio de
tração não apresentam deformação plástica, passando da deformação elástica para
o rompimento.
51
2.2.4. Flexão
Configura-se o esforço de flexão em uma peça, quando esta sofre a ação de
cargas cortantes (cargas que atuam tangencialmente sobre a área da seção
transversal da peça), que venham a originar momentos fletores. Quando a peça
submetida à flexão, apresenta somente momento fletor nas diferentes seções
transversais, e não possui força cortante atuando nestas seções, a flexão é
denominada pura. Por sua vez, quando as seções transversais da peça estiverem
submetidas à ação de força cortante e momento fletor simultaneamente, esta
flexão é denominada simples.
Figura 5: Esforços de flexão
Matematicamente, a expressão que nos fornece o valor de tensão de flexão
de uma barra simétrica no regime elástico é a seguinte:
I
Myx −=σ (2.4)
Onde:
σx: tensão normal de flexão.
M: momento aplicado na seção.
y: distância da linha neutra.
I: momento de inércia da peça.
3 Materiais e Métodos
3.1. Materiais
Avaliaram-se cinco marcas de cimento ósseo comum (sem adição de
antibióticos), de viscosidade normal, comercializadas no mercado brasileiro,
sendo três de fabricação nacional e duas importadas, respectivamente, ilustradas
na Figura 6:
(A) Cimento Ósseo Baumer Osteo-Class, Baumer;
(B) Cimento Ortopédico, Biomecânica;
(C) Cimento Cirúrgico Ortopédico,CMM;
(D) Surgical Simplex P, Stryker Howmedica (Irlanda);
(E) Biomet Bone Cement R, Biomet (Suiça).
(A)
(B)
(C)
53
(D)
(E)
Figura 6: Identificação das marcas de cimento utilizadas.
Foram obtidas 10 unidades de cimento de cada marca, de maneira a
satisfazer o número máximo solicitado pela norma ABNT NBR ISO 5833, que
indica 7 amostras iniciais e, no máximo, 3 adicionais, em caso de reprovação e
repetição dos testes, conforme a Tabela 3, sendo que as unidades utilizadas nos
ensaios de Tempo de Formação de Massa podem ser utilizadas subseqüentemente
para outros ensaios.
Tabela 3: Quantidade de amostras necessárias para realização dos ensaios.
Ensaios
Quantidade mínima de
amostras para
realização dos ensaios
(aprovação plena)
Quantidade de
amostras adicionais em
caso de reprovação e
repetição dos ensaios
Estabilidade do Líquido 2 -
Tempo de Formação de
Massa 2* +2*
Temperatura Máxima e
Tempo de Colocação 2 +2
Intrusão 1 +1
Resistência à
Compressão 1 -
Resistência e Módulo de
Flexão 1 -
*Unidades de cimento utilizadas em ensaios subseqüentes.
54
3.2. Métodos
Seguindo os parâmetros da norma ABNT NBR ISO 5833, realizou-se no
Laboratório de Biomecânica (LIM-41) do Instituto de Ortopedia e Traumatologia
do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo
(IOT-HC-FMUSP), a inspeção visual dos componentes e ensaios para obtenção
das propriedades físicas e mecânicas do material, através da seqüência
apresentada no fluxograma a seguir (Figura 7).
Figura 7: Fluxograma de realização dos ensaios.
Os equipamentos, superfícies de mistura e materiais, foram mantidos à
temperatura de 23 ± 1oC e umidade relativa (UR) de no mínimo 40%, por pelo
menos 2 horas antes da realização dos ensaios, à exceção de outra especificação.
Todos os cimentos foram misturados utilizando-se o método manual de mistura
55
dos componentes, seguindo as recomendações dos fabricantes, em recipiente e
com espátula específicos utilizados em cirurgias no IOT-HC-FMUSP (Figura 8).
Figura 8: Recipiente e espátula utilizados para a mistura dos componentes.
3.2.1. Inspeção visual
A norma ABNT NBR ISO 5833 determina que seja realizada inspeção
visual para averiguação da aparência dos componentes de unidade de cimento (pó
e líquido), embalagem e rotulagem do produto, de acordo com os seguintes itens:
3.2.1.1. Aparência
Quando inspecionado a olho nu, o componente líquido deverá estar livre de
partículas e outros contaminantes (item 3.1). O mesmo vale para o conteúdo do
componente em pó, devendo este estar livre de aglomerados e materiais estranhos
(item 4.2).
3.2.1.2. Embalagem
Cada componente do cimento deve ser esterilizado e embalado em um
ambiente selado de dupla camada e posteriormente empacotado em um recipiente
externo contendo a documentação de acompanhamento (item 8.1).
56
O item 8.3 determina que os materiais de embalagem não contaminem ou
permitam contaminações dos conteúdos. Recomenda-se ainda que a embalagem
previna danos ou vazamento dos conteúdos durante transporte e armazenamento,
que seja projetada de modo a ser fácil de abrir e que favoreça uma apresentação
asséptica dos conteúdos.
3.2.1.3. Rotulagem
Pelo menos as seguintes informações devem constar na embalagem
unitária de cada unidade de cimento (item 9.1):
a) Referência à norma ABNT NBR ISO 5833;
b) Descrição do seu conteúdo, incluindo a massa do componente pó e a
massa ou volume do componente líquido, e os nomes genéricos dos
constituintes;
c) Nome e endereço do fabricante e do fornecedor, caso diferente do
fabricante;
d) Advertência de que a embalagem contém liquido inflamável;
e) Declaração de que os conteúdos são estéreis e uma advertência
contra o uso de uma embalagem aberta ou danificada;
f) Instrução para armazenar a embalagem a uma temperatura inferior a
25º C e distante de luz forte;
g) Números de lote ou de partida dos componentes em pó e líquido e a
data de validade do material.
A documentação de acompanhamento é descrita no item 9.2, onde devem
constar, pelo menos, as seguintes informações:
a) Instruções para manuseio dos componentes e para preparação do
cimento para uso, incluindo detalhes do equipamento necessário e
uma instrução para misturar todo o conteúdo dos componentes de
cimento embalados. As instruções devem enfatizar a importância de
se minimizar o apresamento de ar;
57
b) Instruções e recomendações para o uso do cimento, incluindo as
precauções necessárias, chamando atenção para a data de
vencimento marcada na embalagem;
c) Advertência sobre as propriedades tóxicas, perigosas e irritantes
associadas ao uso e manuseio dos componentes e do cimento;
d) Declaração de que altas temperaturas do ambiente ou dos
componentes diminuem, bem como baixas temperaturas do ambiente
ou componentes aumentam os tempos de preparação, de colocação e
de endurecimento do cimento;
e) Se o cimento é destinado para o uso com injetor ou no estado de
massa;
f) Proporções relativas dos componentes em pó e líquido, expressas
como percentagem de massa ou fração volumétrica;
g) Advertência contra a reesterilização do componente em pó ou
líquido;
h) Declaração de que, uma vez aberta, qualquer embalagem deve ser
completamente usada ou descartada e não retida para uso em ocasião
posterior.
*NOTA: Em alguns países podem se aplicar requisitos legais próprios para
rotulagem.
3.2.2. Exatidão de conteúdos
Segundo a norma ABNT NBR ISO 5833, em seu item 3.3, quando medido
com uma exatidão de ± 0,1 ml, o volume do componente líquido de cada uma de
cinco unidades deve estar dentro de 5% do especificado na embalagem (neste caso
a variação não pode ser superior à 1ml) .
Por sua vez, a massa do componente em pó de cada uma de cinco unidades
deve estar dentro de 5% do especificado na embalagem (neste caso a variação não
deve ser superior a 2 g), quando pesada com uma exatidão de ± 0,1 g (item 4.3 da
norma).
58
Utilizou-se uma balança digital Acculab modelo V-1200, com divisão de
0,1g e pipeta graduada de 10 ml, com divisão de 0,1ml da marca Pyrex (Figura 9),
para aferições de conformidade de massa e volume, respectivamente.
Figura 9: Balança digital e pipeta graduada para a verificação da conformidade de
conteúdos de massa e volume.
3.2.3. Estabilidade do componente líquido
De acordo com o Anexo A da norma ABNT NBR ISO 5833, o tempo de
escoamento (viscosidade) do componente líquido é determinado antes e depois do
envelhecimento acelerado por aquecimento, sendo calculado o aumento no tempo
de escoamento após o aquecimento.
A finalidade deste ensaio consiste em verificar a eficiência dos
estabilizadores contidos no líquido (hidroquinona e ácido ascórbico). Estes
compostos estão presentes na composição química para evitar a polimerização
prematura do monômero metacrilato de metila dentro da ampola, garantindo as
propriedades de mistura do pó com o líquido.
Foram ensaiadas duas unidades do componente líquido de cada marca de
cimento ósseo. Primeiramente transferiu-se todo o conteúdo de cada ampola para
frascos Erlenmeyer com rolhas de poliuretano a fim de facilitar seu manuseio e
armazenamento durante o ensaio. Com uma pipeta de 10 ml, graduada em 0,1 ml,
da marca Vidrolabor, coletou-se uma alíquota (10 ml) de cada unidade por vez e
59
preencheu-se o viscosímetro de tubo em U, de vidro transparente, de 50 ml da
marca Vidrolabor, medindo-se o tempo de escoamento do líquido entre os dois
níveis da coluna do viscosímetro (ta), com exatidão de 0,1s, a uma temperatura
ambiente de 23 ± 1º C, de acordo com a Figura 10.
Figura 10: Escoamento do líquido através do viscosímetro tipo “U” para medição dos
tempos ta (antes do aquecimento) e tb (depois do aquecimento).
Posteriormente, as amostras foram levadas ao Banho Maria, de marca
Novatécnica, onde permaneceram por 48 ± 2 horas a uma temperatura de 60 ± 2ºC
em ambiente fechado e escuro (Figura 11).
(A)
(B)
Figura 11: Frascos com amostras de líquido imersos em água (A) e aparelho de Banho
Maria fechado com temperatura constante (B).
60
Após este período, as amostras foram retiradas, deixando-se resfriar até 23 ±
1ºC, permanecendo a esta temperatura por pelo menos 1 hora. Em seguida,
repetiu-se o procedimento anterior para a obtenção do tempo de escoamento após
o envelhecimento (tb).
A variação percentual foi então calculada, para cada amostra, utilizando-se a
seguinte equação:
%100×−
=∆
a
ab
t
ttt (3.1)
Onde:
∆t: variação percentual no tempo de escoamento.
ta: tempo de escoamento do líquido antes do aquecimento;
tb: tempo de escoamento do líquido depois do aquecimento.
Para aceitação do produto, a variação percentual não poderia ultrapassar o
valor de 10%. Em caso de reprovação, duas novas unidades deveriam ser
ensaiadas.
3.2.4. Tempo de formação de massa
O cimento é misturado e registrado o tempo a partir do início da mistura até
que esta seja capaz de separar-se de maneira limpa da luva. Foram ensaiadas duas
unidades de cimento de acordo com o Anexo B da norma ABNT NBR ISO 5833:
Os equipamentos de mistura e os conteúdos das unidades de cimento
(Figura 12) foram condicionados a uma temperatura ambiente de 23 ± 1ºC e
umidade relativa (UR) de no mínimo 40% por pelo menos duas horas antes do
início do ensaio e durante o mesmo.
61
Figura 12: Equipamentos (vasilha de aço inoxidável e espátula de poliestireno) para
realização da mistura do componente pó com o líquido (ampola).
Seguindo as instruções dos fabricantes, o componente em pó foi colocado
em um recipiente de aço inoxidável e em seguida despejou-se o componente
líquido sobre o pó, iniciando-se a mistura com espátula de poliestireno.
Simultaneamente ao início da mistura iniciou-se a contagem do tempo, e todos os
tempos subseqüentes foram lidos a partir deste instante.
Aproximadamente após 1 minuto do início, a mistura foi verificada
cuidadosamente com os dedos com luvas cirúrgicas isentas de pó, observando-se a
formação de fibras entre o cimento e a luva cirúrgica (Figura 13).
(A)
(B)
Figura 13: Início da mistura do pó com o líquido (A); e formação de fibras entre o cimento
e a luva cirúrgica (B).
62
Repetia-se o procedimento, em intervalos de 15 segundos, expondo uma
superfície fresca para cada exame, e uma região dos dedos não ensaiada
anteriormente. O momento no qual, pela primeira vez, o dedo se separava de
forma limpa, não havendo aderência entre a luva e o cimento, era então registrado
como o tempo de formação de massa da mistura (Figura 14). O tempo médio entre
as duas misturas foi então calculado, arredondando-se o resultado para o múltiplo
de 15 segundos mais próximo.
Figura 14: Cimento acrílico ósseo no estado de massa.
Caso os dois tempos de formação de massa de uma mesma marca diferissem
em mais de 30 segundos, o teste era então repetido em duas unidades adicionais.
Valores máximos e mínimos de tempos de formação de massa após 4
determinações com diferenças maiores que 1,5 minutos do tempo médio foram
considerados reprovados.
3.2.5. Temperatura máxima e Tempo de colocação
A reação exotérmica que ocorre quando os componentes em pó e líquido são
misturados é monitorada e registrada a temperatura máxima atingida pela mistura.
O tempo de colocação (ou tempo de endurecimento) é definido como o tempo
decorrido para se atingir a temperatura média entre a ambiente e a máxima. Foram
63
ensaiadas duas unidades de cimento de acordo com as especificações do Anexo C
da norma ABNT NBR ISO 5833.
O molde para a realização dos ensaios foi confeccionado nas dimensões
estabelecidas pela norma (Anexo 1), em poli(tetrafluoretileno) (PTFE), sendo
composto por um conjunto de dois anéis, um interno e outro externo, de forma a
produzir um corpo de prova cilíndrico de dimensões 6 x 60 mm, conforme a
Figura 15.
Figura 15: Anel interno (êmbolo), anel externo (corpo) e corpo de prova,
respectivamente, em sentido horário.
Um termopar tipo “T”, com graduação de 0 a 150º C, da marca Sallas, foi
acoplado ao molde, com sua haste, de diâmetro 0,5 mm, dobrada e introduzida a
uma altura de aproximadamente 3 ± 0,5 mm acima da superfície interna da base
do molde, conforme a Figura 16.
64
Figura 16: Termopar acoplado ao molde.
Após a realização da mistura, o molde era imediatamente preenchido com
aproximadamente 25 g de cimento e o anel interno (êmbolo) então introduzido,
desbastando-se o excesso de cimento expelido pelos canais do êmbolo. Uma carga
de 14 N era então colocada de forma a assegurar um volume constante dentro do
molde (Figura 17).
Figura 17: Sistema termopar-molde com carga aplicada.
Para aquisição dos dados, o termopar, que possui saída analógica de tensão
elétrica proporcional à temperatura medida, foi conectado a um sistema de
aquisição de dados da marca Lynx, modelo ADS-2000, que permitia converter as
65
tensões elétricas em números binários de 16 bits com uma taxa de 10 amostras por
segundo.
Um software para controlar o sistema de aquisição de dados foi
desenvolvido (Figura 18), transformando os valores de tensão em temperatura, a
qual era registrada com uma exatidão de 0,1oC e o tempo registrado em múltiplos
de 0,1 segundos.
Figura 18: Interface do software utilizado nos ensaios de temperatura.
O dispositivo de aquisição de dados era acionado tão logo o pó e o líquido
entrassem em contato, registrando inicialmente a temperatura ambiente, e mantido
até pouco tempo depois do início da queda de temperatura, fornecendo uma curva
típica com a relação temperatura versus tempo, conforme a Figura 19.
66
Figura 19: Curva típica temperatura versus tempo.
A temperatura máxima é expressa como o valor médio para duas
determinações. Caso a diferença entre os valores máximos atingidos nas duas
determinações fosse maior que 10o C, o teste era então repetido em duas unidades
adicionais, e a temperatura máxima expressa como o valor médio das quatro
determinações, aproximando-se para múltiplos de 1o C. A norma determina que
este valor não deve exceder 90o C.
Para a determinação do tempo de colocação (ou tempo de endurecimento),
primeiramente calculou-se a temperatura de colocação, empregando-se os dados
obtidos no gráfico temperatura versus tempo na seguinte formulação:
2max amb
col
TTT
+= (3.2)
Onde:
Tcol: temperatura de colocação;
Tmax: temperatura máxima;
Tamb: temperatura ambiente.
A partir da temperatura de colocação, verificou-se o tempo correspondente
para este valor na curva temperatura versus tempo, determinando assim o tempo
de colocação (tcol).
O tempo de colocação foi aproximado para múltiplos de 5 segundos. Duas
determinações distintas dos tempos de colocação foram realizadas, sendo o valor
67
final expresso como a média destes valores. Caso os dois tempos de colocação
diferissem em mais do que 1 minuto, repetiam-se os testes em duas unidades
adicionais, e o tempo de colocação era então expresso como a média das quatro
determinações.
Para a aceitação do produto, o tempo de colocação não deve exceder os
valores máximo e mínimo permitidos pela norma (3 e 15 minutos,
respectivamente).
3.2.6. Intrusão
Neste ensaio, o cimento é misturado e comprimido em um molde com a face
do fundo perfurada. Após o cimento ter endurecido, mede-se a extensão da
intrusão do cimento dentro das perfurações de acordo com o Anexo D da norma
ABNT NBR ISO 5833.
O molde para a realização do ensaio foi fabricado de acordo com as
especificações da norma (Anexo 2) em poli(tetrafluoretileno) (PTFE), ilustrado na
Figura 20.
Figura 20: Conjunto composto por êmbolo e corpo (com identificação dos furos) utilizado
como molde para ensaios de intrusão.
68
Para cada marca de cimento ósseo, uma unidade completa (pó e líquido) foi
misturada de acordo com as instruções do fabricante. Quando a consistência de
massa foi atingida (isto é, quando a massa deixou de aderir às luvas cirúrgicas),
toda a mistura foi cuidadosamente inserida dentro do molde e posteriormente o
êmbolo foi adicionado. Após 1 min ± 10 s do tempo de formação de massa,
aplicou-se uma força de 49 N sobre o êmbolo durante 1min ± 2 s conforme a
ilustração abaixo (Figura 21).
Figura 21: Carga de 49 N aplicada sobre êmbolo no conjunto do molde de intrusão.
Após o completo endurecimento do cimento, o êmbolo foi removido e o
corpo de prova foi então sacado do molde, e registrou-se o comprimento de
intrusão do corpo de prova em cada um dos quatro furos do molde, utilizando-se
um paquímetro digital da marca Mitutoyo, com resolução de 0,01 mm (Figura
22). Calculou-se a média dos quatro valores, expressando-a pelo mais próximo
múltiplo de 0,5 mm.
69
Figura 22: Medida do comprimento de intrusão em corpo de prova cilíndrico utilizando-se
paquímetro digital.
Para valores de intrusão média inferiores a 2 mm, um segundo teste era
realizado. Permanecendo este resultado, o cimento era então reprovado neste item.
3.2.7. Resistência à compressão
De acordo com a norma ABNT NBR ISO 5833, em seu Anexo E, a
resistência à compressão é determinada através da aplicação de uma força axial
sobre cilindros de cimento polimerizado. Foram ensaiadas cinco amostras obtidas
de uma unidade de cimento de cada uma das marcas.
Os corpos de prova foram confeccionados em molde de aço inoxidável de
acordo com a norma ASTM F451 (Figura 23). A escolha do molde em questão se
deve ao fato de produzir 48 corpos de prova, única diferença em relação ao molde
proposto pela norma ABNT NBR ISO 5833 (Anexo 3), que produz apenas 5
amostras. Desta maneira conseguiu-se uma margem de segurança já que os
cilindros devem apresentar altura de 12mm e diâmetro de 6mm, com tolerância de
± 0,1mm para ambas as medidas.
70
Figura 23: Molde e corpos de prova para ensaio de resistência à compressão.
Para a confecção dos corpos de prova, inicialmente realizou-se a
lubrificação do molde com agente desmoldante de marca WD-40. Em seguida, os
componentes de cimento foram misturados, determinando o tempo de formação
de massa. Dentro de 1 minuto após este momento, preencheu-se, com ligeiro
excesso, cada uma das cavidades do molde. Duas placas foram ajustadas sobre as
faces superior e inferior do molde e o conjunto comprimindo em uma morsa.
Após aproximadamente 1 hora, retirou-se o conjunto da morsa e as placas-suporte
foram removidas. Lixaram-se ambas as faces do molde em uma superfície coberta
com o abrasivo de carbeto de silício e água, realizando assim o faceamento das
extremidades dos corpos de prova. Terminado este procedimento, os cilindros de
cimento foram sacados do molde, identificados e armazenados a uma temperatura
de 23 ± 1oC.
Após o período de 24 ± 2 horas após a mistura do cimento, mediram-se a
altura, e os diâmetros superior, inferior e central, com duas medidas para cada
seção, utilizando um paquímetro digital Mitutoyo, com resolução de 0,01mm,
calculando em seguida a média aritmética das três seções.
Os ensaios de resistência à compressão foram efetuados em uma prensa
universal de ensaios mecânicos da marca KRATOS, modelo K5002, dotada de
uma célula de carga de 49050 N (5000 kgf) e dispositivos para ensaios de
compressão, sendo um atuador acoplado à célula de carga e uma base regulável
(Figura 24).
71
Figura 24: Realização do ensaio de compressão.
Um bloco padrão de 25 mm Mitutoyo no 67-101 foi utilizado para ajustar a
altura entre a superfície de contato do corpo de prova com a célula de carga
(Figura 25).
Figura 25: Detalhe do bloco sobre o corpo de prova sujeito ao ensaio de compressão.
A velocidade de compressão utilizada no ensaio foi de 20mm/min (entre
19,8 e 25,6 segundo a norma ABNT NBR ISO 5833). Os dados de força e
deformação, provenientes da máquina de ensaio, foram armazenados em
computador a uma taxa de 25 amostras por segundo. O ensaio era interrompido
72
na ocorrência de ruptura do cilindro (Figura 26), ou quando o limite superior de
escoamento era ultrapassado.
Figura 26: Detalhe do corpo de prova ao final do ensaio.
A Figura 27 ilustra a curva teórica para um ensaio de compressão.
Figura 27: Curva hipotética de força versus deformação para ensaios de compressão.
Método gráfico para a determinação do limite superior de escoamento (1) e limite
convencional de elasticidade (2) para o deslocamento de 2% (3) do comprimento inicial.
Em seguida, efetuou-se o cálculo da resistência à compressão, dividindo-se
a força no limite convencional de elasticidade, quando da ruptura do cilindro, ou
73
no limite superior de escoamento (qual ocorresse primeiro), pela área do cilíndro,
através da equação a seguir, aproximando-se o resultado para múltiplos de 1MPa.
A
F=σ (3.3)
Onde:
σ: resistência à compressão em MPa;
F: força em N;
A: área inicial em mm².
A norma ABNT NBR ISO 5833, determina que a resistência à compressão
média dos cinco cilindros deve ser igual ou superior a 70 MPa.
3.2.8. Resistência e módulo de flexão
O cimento é misturado e são preparadas amostras retangulares de ensaio. O
módulo de flexão e a resistência ao dobramento das amostras são determinados
através de um ensaio de flexão de quatro pontos de acordo com o Anexo F da
norma ABNT NBR ISO 5833.
O ensaio consiste em deformar o corpo de prova até a sua ruptura, quando o
material é frágil, ou até sua resistência máxima, quando o material é dúctil. Essa
deformação é conhecida como deflexão e é medida na região central no corpo de
prova.
Para cada marca, foram ensaiadas cinco amostras obtidas de uma unidade de
cimento, confeccionadas em um molde de aço inoxidável com dimensões
adequadas para produzir corpos de prova de aproximadamente 75 mm de
comprimento, 10 mm de largura e 3,3 mm de espessura (Figura 28).
74
Figura 28: Detalhe dos corpos de prova para ensaios de flexão.
Inicialmente, realizou-se a mistura dos componentes pó e líquido de acordo
com as instruções dos fabricantes. Quando a consistência de massa foi atingida,
toda a mistura foi introduzida no molde e este posteriormente prensado entre duas
placas. Após 1 hora, as placas foram removidas e em seguida realizou-se o
lixamento de ambas as faces do molde em uma placa coberta com o abrasivo de
carbeto de silício e água a fim de regularizar as superfícies dos corpos de prova.
Em seguida as amostras foram sacadas do molde e efetuaram-se as medições de
suas dimensões com um paquímetro digital Mitutoyo, com resolução de 0,01 mm.
As amostras obtidas foram então armazenadas a uma temperatura de 23 ± 1oC por
24 ± 2 horas antes do ensaio.
Os ensaios foram realizados utilizando-se uma prensa universal de ensaios
mecânicos da marca KRATOS, modelo K5002, dotada de uma célula de carga de
981 N, a uma velocidade de êmbolo de 5 mm/min, e dispositivos para ensaios de
flexão. O sistema de equipamentos utilizados é ilustrado na Figura 29.
75
Figura 29: Sistema de equipamentos utilizados nos ensaios de flexão.
Para a realização dos ensaios as amostras foram posicionadas de forma
centralizada sobre suporte de alumínio contendo apoio em dois pontos (cutelos
inferiores), com um relógio comparador acoplado para registrar a deflexão, marca
Mitutoyo, com resolução de 0,01mm (Figura 30).
Figura 30: Relógio comparador acoplado ao suporte de alumínio dotado de cutelos
inferiores.
76
No travessão móvel da máquina de ensaio, fixou-se a célula de carga com
uma peça de aço inoxidável contendo dois cutelos, configurando desta maneira
um ensaio de quatro pontos (Figuras 31 e 32), de acordo com o esquema ilustrado
na norma (Anexo 4).
Figura 31: Sistema composto por célula de carga, cutelos superior e inferior e relógio
comparador.
Figura 32: Detalhe do corpo de prova em ensaio de quatro pontos com a haste do relógio
comparador posicionada entre os cutelos inferiores.
77
Assim que o ensaio era iniciado, uma mini-câmera com placa de captura de
imagens Pinnacle DC-10 era acionada para a gravação das deflexões medidas pelo
relógio comparador. O sincronismo foi feito por um LED que acendia no
momento da gravação dos dados da máquina de ensaio, enquanto que a placa de
captura já estava registrando as imagens.
As informações provenientes da máquina de ensaio foram armazenadas em
um software a uma velocidade de 25 amostras por segundo. Estes dados
forneciam base para a elaboração de uma curva força versus tempo.
O ensaio era interrompido no momento da ruptura da amostra (Figura 33).
Em alguns casos não houve ruptura, e sim um valor de pico e posterior
escorregamento do corpo de prova.
Figura 33: Amostra no momento de ruptura.
Conforme especificações da norma, o módulo de flexão (ou módulo de
dobramento) foi calculado a partir do diagrama força versus tempo. Através do
diagrama verificaram-se os pontos quando a força atingiu 15 N e 50 N e o tempo
correspondente a estes pontos. O tempo decorrido em cada ponto de interesse foi
registrado e através do arquivo de vídeo verificou-se o valor de deflexão obtido na
imagem do relógio comparador (Figura 34).
78
Figura 34: Imagem de vídeo correspondente ao tempo em que a força atingiu 15 N.
Para o cálculo dos valores do módulo de flexão, utilizou-se a seguinte
equação:
)43(4
223
aLfbh
FaE −
∆= (3.4)
Onde:
E: módulo de flexão ou módulo de dobramento;
∆F: faixa de carga (50 N – 15 N = 35 N);
a: distância entre os pontos de carregamento internos e externos (20mm);
f : diferença entre as deflexões sob as cargas de 15 N e 50 N, em mm;
b: largura média da amostra, em mm;
h: espessura média da amostra, em mm;
L: distância entre os pontos de carregamento externos (60 mm);
Os valores de resistência à flexão (ou resistência ao dobramento) foram
obtidos pela seguinte equação:
2
3
bh
FaB = (3.5)
79
Onde:
B: resistência à flexão ou resistência ao dobramento;
F: força medida na quebra, em N;
a: distância entre os pontos de carregamento internos e externos (20 mm);
b: largura média da amostra, em mm;
h: espessura média da amostra, em mm.
Os valores mínimos estipulados pela norma são de 1800 MPa para módulo
de flexão e 50 MPa para resistência à compressão. Caso as marcas não atingissem
algum destes valores o cimento era então reprovado neste item.
4 Resultados
4.1. Inspeção visual
Na Tabela 4 são fornecidas informações para a identificação das unidades
de cimento utilizadas no trabalho.
Tabela 4: Identificação das unidades de cimento por lote, data de fabricação e data de
validade.
Cimento Lote Fabricação Validade
Baumer
Osteo-Class 764752 04/2006 04/2008
Biomecânica 01857 04/2006 04/2009
CMM 66 15/03/2006 15/03/2008
Howmedica
Simplex P CEN-082 02/2006 02/2011
Biomet 541B0l1201 30/09/2005* 30/09/2010
*Referente à data de esterilização.
4.1.1. Aparência
Foram realizadas inspeções visuais de aparência nos componentes pó e
líquido em cada uma das unidades de cimento ensaiadas. Os resultados são
apresentados nas Tabelas 5,6,7,8 e 9.
81
(A) Cimento Ósseo Baumer Osteo-Class
Tabela 5: Avaliação da aparência das unidades de cimento Baumer Osteo-Class.
Cimento Ensaio Amostra Pó Líquido
1 A A Estabilidade do líquido
2 A A
1 A A Temperatura máxima e
Tempo de colocação 2 A A
Intrusão 1 A A
Resistência à compressão 1 A A
Baumer
Osteo-Class
Resist. e Módulo de flexão 1 A A
A – Aprovado;
R – Reprovado.
(B) Cimento Ortopédico Biomecânica
Tabela 6: Avaliação da aparência das unidades de cimento Biomecânica.
Cimento Ensaio Amostra Pó Líquido
1 A A Estabilidade do líquido
2 A A
1 A A Temperatura máxima e
Tempo de colocação 2 A A
Intrusão 1 A A
Resistência à compressão 1 A A
Biomecânica
Resist. e Módulo de flexão 1 A A
A – Aprovado;
R – Reprovado.
82
(C) Cimento Cirúrgico Ortopédico CMM
Tabela 7: Avaliação da aparência das unidades de cimento CMM.
Cimento Ensaio Amostra Pó Líquido
1 A A Estabilidade do líquido
2 A A
1 A A Temperatura máxima e
Tempo de colocação 2 A A
1 A A Intrusão
2 A A
Resistência à compressão 1 A A
CMM
Resist. e Módulo flexão 1 A A
A – Aprovado;
R – Reprovado.
(D) Surgical Simplex P, Howmedica
Tabela 8: Avaliação da aparência das unidades de cimento Howmedica Simplex P.
Cimento Ensaio Amostra Pó Líquido
1 A A Estabilidade do líquido
2 A A
1 A A Temperatura máxima e
Tempo de colocação 2 A A
Intrusão 1 A A
Resistência à compressão 1 A A
Howmedica
Simplex P
Resist. e Módulo flexão 1 A A
A – Aprovado;
R – Reprovado.
83
(E) Biomet Bone Cement R
Tabela 9: Avaliação da aparência das unidades de cimento Biomet.
Cimento Ensaio Amostra Pó Líquido
1 A A Estabilidade do líquido
2 A A
1 A A Temperatura máxima e
Tempo de colocação 2 A A
1 A A Intrusão
2 A A
Resistência à compressão 1 A A
Biomet
Resist. e Módulo flexão 1 A A
A – Aprovado;
R – Reprovado.
4.1.2. Embalagem
Foram verificados os requisitos de embalagem de acordo com os itens 8.1 e
8.3 da norma ABNT NBR ISO 5833. A avaliações de cada um destes itens são
apresentadas na Tabela 10.
Tabela 10: Avaliação de requisitos de embalagem das unidades de cimento (itens 8.1 e
8.3)
Cimento Item 8.1 Item 8.3
Baumer Osteo-Class A A
Biomecânica A A
CMM A A
Howmedica Simplex P A A
Biomet A A
A – Aprovado;
R – Reprovado.
84
4.1.3. Rotulagem
São apresentados na Tabela 11 os resultados da avaliação dos requisitos de
rotulagem previstos nos itens 9.1.Embalagem unitária e 9.2.Documentação de
acompanhamento.
Tabela 11: Avaliação de requisitos de rotulagem das unidades de cimento (itens 9.1 e
9.2)
Item 9.1 Item 9.2 Cimento
a) b) c) d) e) f) g) a) b) c) d) e) f) g) h)
Baumer
Osteo-Class R R A A A R R R A A A A A A R
Biomecânica R A A A R R R A R A A A A A A
CMM R A A A A A R A R A A A A A A
Howmedica
Simplex P R R A A A A A R R A A A A R R
Biomet R A A A R R R A A A A A A A A
A – Aprovado;
R – Reprovado.
4.2. Exatidão de conteúdos
Foram realizadas aferições de massa e volume nos componentes pó e
líquido, respectivamente, de cinco unidades de cimento de cada marca, a fim de
verificar se os valores encontram-se dentro das variações mínimas permitidas. A
norma determina que cada uma de cinco unidades deve estar dentro de 5% do
especificado na embalagem, conforme a Tabela 12. Os resultados e suas análises
estatísticas são apresentados nas Tabelas 13,14,15,16 e 17.
85
Tabela 12: Massa e volume nominais e variações permitidas para conteúdos de
unidades de cimento.
Massa
Nominal (g)
Variação de massa
permitida (g)
Volume
Nominal (ml)
Variação de volume
permitida (ml)
40,0 ± 2,0 20,0 ± 1,0
(A) Cimento Ósseo Baumer Osteo-Class
Tabela 13: Análise estatística e avaliação da conformidade de massa e volume das
amostras de cimento Baumer Osteo-Class.
Pó Líquido Cimento Amostra
massa (g) aval. vol (ml) aval.
1 40,0 A 20,0 A
2 39,7 A 20,2 A
3 39,6 A 20,2 A
4 39,9 A 19,9 A
Baumer
Osteo-Class
5 39,7 A 20,0 A
Máximo 40,0 20,2
Mínimo 39,6 19,9
Média 39,78 20,06
Desvio Padrão 0,16 0,13
Avaliação Final APROVADO
A – Aprovado; R – Reprovado.
86
(B) Cimento Ortopédico Biomecânica
Tabela 14: Análise estatística e avaliação da conformidade de massa e volume das
amostras de cimento Biomecânica.
Pó Líquido Cimento Amostra
massa (g) aval. vol (ml) aval.
1 38,7 A 20,3 A
2 39,9 A 20,1 A
3 40,0 A 20,2 A
4 39,7 A 20,3 A
Biomecânica
5 40,0 A 20,2 A
Máximo 40,0 20,1
Mínimo 38,7 20,3
Média 39,66 20,22
Desvio Padrão 0,55 0,08
Avaliação Final APROVADO
A – Aprovado; R – Reprovado.
(C) Cimento Cirúrgico Ortopédico CMM
Tabela 15: Análise estatística e avaliação da conformidade de massa e volume das
amostras de cimento CMM.
Pó Líquido Cimento Amostra
massa (g) aval. vol (ml) aval.
1 39,5 A 19,8 A
2 39,9 A 20,0 A
3 39,4 A 20,1 A
4 39,9 A 20,1 A
CMM
5 39,7 A 20,0 A
Máximo 39,9 g 20,1 ml
Mínimo 39,4 g 19,8 ml
Média 39,68 g 20,00 ml
Desvio Padrão 0,23 0,12
Avaliação Final APROVADO
A – Aprovado; R – Reprovado.
87
(D) Surgical Simplex P, Howmedica
Tabela 16: Análise estatística e avaliação da conformidade de massa e volume das
amostras de cimento Howmedica Simplex P.
Pó Líquido Cimento Amostra
massa (g) aval. vol (ml) aval.
1 40,0 A 20,5 A
2 39,7 A 20,6 A
3 40,1 A 20,5 A
4 40,0 A 20,5 A
Howmedica
Simplex P
5 40,3 A 20,5 A
Máximo 40,3 g 20,6 ml
Mínimo 39,7 g 20,5 ml
Média 40,02 g 20,52 ml
Desvio Padrão 0,22 0,04
Avaliação Final APROVADO
A – Aprovado; R – Reprovado.
(E) Biomet Bone Cement R
Tabela 17: Análise estatística e avaliação da conformidade de massa e volume das
amostras de cimento Biomet.
Pó Líquido Cimento Amostra
massa (g) aval. vol (ml) aval.
1 39,6 A 20,5 A
2 39,8 A 20,6 A
3 39,8 A 20,2 A
4 39,6 A 20,6 A
Biomet
5 39,7 A 20,6 A
Máximo 39,8 g 20,6 ml
Mínimo 39,6 g 20,2 ml
Média 39,70 g 20,50 ml
Desvio Padrão 0,10 0,17
Avaliação Final APROVADO
A – Aprovado; R – Reprovado.
88
4.3. Estabilidade do componente líquido
Registrou-se o tempo de escoamento de cada amostra antes do aquecimento
(ta) e depois do aquecimento (tb) e calculou-se a variação percentual ∆t. Os
resultados e avaliação das amostras são apresentados na Tabela 18.
Tabela 18: Avaliação dos resultados dos ensaios de estabilidade do líquido.
Cimento Amostra ta
(s)
tb
(s)
∆∆∆∆t
(%) Avaliação
1 167,0 178,9 7,13 A Baumer
Osteo-Class 2 166,4 176,3 5,95 A
1 168,8 185,4 9,83 A Biomecânica
2 167,0 182,9 9,52 A
1 172,8 177,1 2,49 A CMM
2 178,5 182,5 2,24 A
1 172,4 178,1 3,31 A Howmedica
Simplex P 2 172,1 177,2 2,96 A
1 178,5 181,6 1,74 A Biomet
2 172,2 181,5 5,40 A
A – Aprovado;
R – Reprovado.
Estabilidade do Líquido
7,13
5,40
1,74
3,31
2,49
9,83
2,962,24
5,95
9,52
0
2
4
6
8
10
12
Baumer Osteo-
Class
Biomecânica CMM How medica
Simplex P
Biomet
∆t
(%)
1
2
Figura 35: Análise comparativa dos resultados dos ensaios de Estabilidade do Líquido.
89
4.4. Tempo de formação de massa
Calculou-se o tempo médio de preparação da mistura nas duas
determinações realizadas para cada marca de cimento. O resultado foi
arredondado para o múltiplo de 15 segundos mais próximo e expresso como o
tempo médio de preparação da mistura. Verificou-se também o módulo de
diferença entre os tempos das duas amostras. Os resultados são apresentados nas
Tabelas 19, 20, 21, 22 e 23.
(A) Cimento Ósseo Baumer Osteo-Class
Tabela 19: Análise estatística e avaliação dos resultados do tempo de formação de
massa das unidades de cimento Baumer Osteo-Class.
Cimento Amostra Tempo de formação de massa (s)
1 165,0 Baumer
Osteo-Class 2 165,0
|Diferença entre 1 e 2| 0
Média 165,0
Arredondado (15s) 165,0
Tempo final 2’ 45”
Avaliação APROVADO
(B) Cimento Ortopédico Biomecânica
Tabela 20: Análise estatística e avaliação dos resultados do tempo de formação de
massa das unidades de cimento Biomecânica.
Cimento Amostra Tempo de formação de massa (s)
1 210,0 Biomecânica
2 225,0
|Diferença entre 1 e 2| 15
Média 217,5
Arredondado (15s) 225,0
Tempo final 3’45”
Avaliação APROVADO
90
(C) Cimento Cirúrgico Ortopédico CMM
Tabela 21: Análise estatística e avaliação dos resultados do tempo de formação de
massa das unidades de cimento CMM.
Cimento Amostra Tempo de formação de massa (s)
1 120,0 CMM
2 120,0
|Diferença entre 1 e 2| 0
Média 120,0
Arredondado (15s) 120,0
Tempo final 2’ 00”
Avaliação APROVADO
(D) Surgical Simplex P, Howedica
Tabela 22: Análise estatística e avaliação dos resultados do tempo de formação de
massa das unidades de cimento Howmedica Simplex P.
Cimento Amostra Tempo de formação de massa (s)
1 285,0 Howmedica
Simplex P 2 285,0
|Diferença entre 1 e 2| 0
Média 285,0
Arredondado (15s) 285,0
Tempo final 4’45”
Avaliação APROVADO
91
(E) Biomet Bone Cement R
Tabela 23: Análise estatística e avaliação dos resultados do tempo de formação de
massa das unidades de cimento Biomet.
Cimento Amostra Tempo de formação de massa (s)
1 285,0 Biomet
2 300,0
|Diferença entre 1 e 2| 15
Média 292,5
Arredondado (15s) 300,0
Tempo final 5’ 00”
Avaliação APROVADO
Tempo de Formação de Massa
0,00
1,00
2,00
3,00
4,00
5,00
6,00
Baumer
Osteo-Class
Biomecânica CMM Howmedica
Simplex P
Biomet
t (m
in)
Figura 36: Análise comparativa dos resultados dos ensaios de Tempo de Formação de
Massa.
4.5. Temperatura máxima e Tempo de colocação
Para cada unidade de cimento representou-se graficamente a temperatura em
função do tempo (Figuras 37, 38, 39, 40, 41, 42, 43, 44, 45 e 46) e registrou-se
como a temperatura máxima para amostra a maior temperatura atingida,
arredondada com exatidão de 1oC. Calculou-se o valor médio para as duas
92
determinações e o resultado foi arredondado com uma exatidão de 1o C
(arredondando valores de 0,5oC para cima), sendo este valor registrado como a
temperatura máxima final. Os resultados são apresentados nas Tabelas 24, 26, 28,
30 e 32.
O tempo de colocação (tcol) para cada unidade de cimento foi determinado a
partir do gráfico temperatura versus tempo, medido a partir do começo da mistura
até que a temperatura da massa em polimerização atingisse a temperatura de
colocação (Tcol). Registrou-se o valor de tcol para o mais próximo múltiplo de 5
segundos. Calculou-se o valor médio para as duas determinações, arredondando o
resultado para o mais próximo múltiplo de 15 segundos, expressando este valor
como o tempo final de colocação. Os resultados são apresentados nas Tabelas 25,
27, 29, 31 e 33.
(A) Cimento Ósseo Baumer Osteo-Class
Baumer Osteo-Class (1)
0
10
20
30
40
50
60
0 300 600 900
tempo (s)
tem
pe
ratu
ra (
ºC)
Temperatura (ºC)
Figura 37: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da marca Baumer
Osteo-Class (amostra 1).
93
Baumer Osteo-Class (2)
0
10
20
30
40
50
60
0 300 600 900
tempo (s)
tem
pera
tura
(ºC
)
Temperatura (ºC)
Figura 38: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da marca Baumer
Osteo-Class (amostra 2).
Tabela 24: Avaliação da Temperatura máxima (Baumer Osteo-Class).
Cimento Amostra Temperatura máxima (oC)
1 46,0 Baumer
Osteo-Class 2 44,0
|Diferença entre 1 e 2| 2,0
Média 45,0
Temperatura máxima final
(arredondado) 45,0
Avaliação APROVADO
Temperatura de colocação:
Amostra 1:
CTT
T amb
col °=+
=+
= 6,342
1,2346
2
max (4.1)
Amostra 2:
CTT
T amb
col °=+
=+
= 8,332
6,2344
2
max (4.2)
94
Tabela 25: Avaliação do Tempo de colocação (Baumer Osteo-Class).
Cimento Amostra Tempo de colocação (s)
1 680,0 Baumer
Osteo-Class 2 665,0
|Diferença entre 1 e 2| 15
Média 672,5
Arredondado (15s) 675,0
Tempo de colocação final 11’15”
Avaliação APROVADO
(B) Cimento Ortopédico Biomecânica
Biomecânica (1)
0
10
20
30
40
50
60
0 300 600 900
tempo (s)
tem
pera
tura
(ºC
)
Temperatura (ºC)
Figura 39: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da marca
Biomecânica (amostra 1).
95
Biomecânica (2)
0
10
20
30
40
50
60
0 300 600 900
tempo (s)
tem
pera
tura
(ºC
)
Temperatura (ºC)
Figura 40: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da marca
Biomecânica (amostra 2).
Tabela 26: Avaliação da Temperatura máxima (Biomecânica).
Cimento Amostra Temperatura máxima (oC)
1 50,0 Biomecânica
2 47,0
Diferença entre 1 e 2 2,0
Média 48,3
Temperatura máxima final
(arredondado) 48,0
Avaliação APROVADO
Temperatura de colocação:
Amostra 1:
CTT
T amb
col °=+
=+
= 3,372
5,2450
2
max (4.3)
Amostra 2:
CTT
T amb
col °=+
=+
= 9,352
8,2447
2
max (4.4)
96
Tabela 27: Avaliação do Tempo de colocação (Biomecânica).
Cimento Amostra Tempo de colocação (s)
1 570 Biomecânica
2 545
|Diferença entre 1 e 2| 25
Média 557,5
Arredondado (15s) 555
Tempo de colocação final 9’15”
Avaliação APROVADO
(C) Cimento Cirúrgico Ortopédico CMM
CMM (1)
0
10
20
30
40
50
60
0 300 600 900
tempo (s)
tem
pera
tura
(ºC
)
Temperatura (ºC)
Figura 41: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da marca CMM
(amostra 1).
97
CMM (2)
0
10
20
30
40
50
60
0 300 600 900
tempo (s)
tem
pera
tura
(ºC
)
Temperatura (ºC)
Figura 42: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da marca CMM
(amostra 2).
Tabela 28: Avaliação da Temperatura máxima (CMM).
Cimento Amostra Temperatura máxima (oC)
1 45,0 CMM
2 47,0
|Diferença entre 1 e 2| 2,0
Média 46,0
Temperatura máxima final
(arredondado) 46,0
Avaliação APROVADO
Temperatura de colocação:
Amostra 1:
CTT
T amb
col °=+
=+
= 7,342
3,2445
2
max (4.5)
Amostra 2:
CTT
T amb
col °=+
=+
= 7,342
4,2247
2
max (4.6)
98
Tabela 29: Avaliação do Tempo de colocação (CMM).
Cimento Amostra Tempo de colocação (s)
1 530 CMM
2 535
|Diferença entre 1 e 2| 5
Média 532,5
Arredondado (15s) 540
Tempo de colocação final 9’00”
Avaliação APROVADO
(D) Surgical Simplex P, Howmedica
Howmedica Simplex (1)
0
10
20
30
40
50
60
0 300 600 900
tempo (s)
tem
pera
tura
(ºC
)
Temperatura (ºC)
Figura 43: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da marca
Howmedica Simplex P (amostra 1).
99
Howmedica Simplex (2)
0
10
20
30
40
50
60
0 300 600 900
tempo (s)
tem
pera
tura
(ºC
)
Temperatura (ºC)
Figura 44: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da marca
Howmedica Simplex P (amostra 2).
Tabela 30: Avaliação da Temperatura máxima (Howmedica Simplex P).
Cimento Amostra Temperatura máxima (oC)
1 46,0 Howmedica
Simplex P 2 48,0
|Diferença entre 1 e 2| 2,0
Média 47,0
Temperatura máxima final
(arredondado) 47,0
Avaliação APROVADO
Temperatura de colocação:
Amostra 1:
CTT
T amb
col °=+
=+
= 6,342
1,2346
2
max (4.7)
Amostra 2:
CTT
T amb
col °=+
=+
= 8,352
5,2348
2
max (4.8)
100
Tabela 31: Avaliação do Tempo de colocação (Howmedica Simplex P).
Cimento Amostra Tempo de colocação (s)
1 580 Howmedica
Simplex P 2 550
|Diferença entre 1 e 2| 30
Média 565,0
Arredondado (15s) 570
Tempo de colocação final 9’30”
Avaliação APROVADO
(E) Biomet Bone Cement R
Biomet (1)
0
10
20
30
40
50
60
0 300 600 900
tempo (s)
tem
pera
tura
(ºC
)
Temperatura (ºC)
Figura 45: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da marca Biomet
(amostra 1).
101
Biomet (2)
0
10
20
30
40
50
60
0 300 600 900
tempo (s)
tem
pera
tura
(ºC
)
Temperatura (ºC)
Figura 46: Curva temperatura versus tempo de unidade de cimento da marca Biomet
(amostra 2).
Tabela 32: Avaliação da Temperatura máxima (Biomet).
Cimento Amostra Temperatura máxima (oC)
1 46,0 Biomet
2 49,0
|Diferença entre 1 e 2| 3,0
Média 47,2
Temperatura máxima final
(arredondado) 47,0
Avaliação APROVADO
Temperatura de colocação:
Amostra 1:
CTT
T amb
col °=+
=+
= 9,342
8,2346
2
max (4.9)
Amostra 2:
CTT
T amb
col °=+
=+
= 6,362
1,2449
2
max (4.10)
102
Tabela 33: Avaliação do Tempo de colocação (Biomet).
Cimento Amostra Tempo de colocação (s)
1 690 Biomet
2 690
|Diferença entre 1 e 2| 0
Média 690,0
Arredondado (15s) 690
Tempo de colocação final 11’30”
Avaliação APROVADO
Temperatura Máxima e Tempo de Colocação
9,00
9,3011,30
11,15
9,15
43,0
44,0
45,0
46,0
47,0
48,0
Baumer
Osteo-Class
Biomecânica CMM How medica
Simplex P
Biomet
Tm
áx
(oC
)
0,00
2,00
4,00
6,00
8,00
10,00
12,00
tco
l (m
in)
tmáx
Tcol
Figura 47: Análise comparativa dos resultados dos ensaios de Temperatura Máxima e
Tempo de Colocação.
4.6. Intrusão
Calculou-se a média dos comprimentos de intrusão nos quatro furos do
molde, para cada unidade de cimento, expressando o resultado pelo mais próximo
múltiplo de 0,5 mm (Tabela 34). No caso de reprovação, o ensaio foi repetido para
uma segunda amostra, e os resultados expressos na Tabela 35.
103
Tabela 34: Avaliação do ensaio de intrusão para unidades de cimento (Amostra 1).
Amostra 1
Intrusão furos (mm) Cimento
1 2 3 4
Média
(mm)
Média final
(mm) Avaliação
Baumer
Osteo-Class 5,04 4,11 4,97 4,53 4,66 4,5 A
Biomecânica 1,20 3,15 2,06 2,38 2,20 2,0 A
CMM 0,80 1,63 0,67 0,75 0,84 1,0 R
Howmedica
Simplex P 3,27 3,46 3,22 3,36 3,33 3,5 A
Biomet 1,62 0,92 1,74 1,37 1,41 1,5 R
A – Aprovado;
R – Reprovado.
Tabela 35: Avaliação do ensaio de intrusão para unidades de cimento (Amostra 2).
Amostra 2
Intrusão furos (mm) Cimento
1 2 3 4
Média
(mm)
Média final
(mm) Avaliação
Baumer
Osteo-Class _ _ _ _ _ _ A
Biomecânica _ _ _ _ _ _ A
CMM 0,65 0,90 0,71 0,85 0,78 1,0 R
Howmedica
Simplex P _ _ _ _ _ _ A
Biomet 1,43 0,60 0,41 0,46 0,73 0,5 R
A – Aprovado;
R – Reprovado.
104
Intrusão
0,0
1,0
2,0
3,0
4,0
5,0
Baumer
Osteo-Class
Biomecânica CMM Howmedica
Simplex P
Biomet
Co
mp
rim
en
to (
mm
)
1
2
Figura 48: Análise comparativa dos resultados dos ensaios de Intrusão.
4.7. Resistência à compressão
Registraram-se as alturas de cada cilindro de uma unidade de cimento.
Calcularam-se os diâmetros médios para cada amostra, realizando duas medidas
ao longo das seções transversais inferior, média e superior do cilindro, com uma
exatidão de 0,01 mm (Tabelas 36, 38, 40, 42 e 44).
Registraram-se as forças aplicadas para causar fratura ou a carga
correspondente a 2% de deformação permanente (limite superior de escoamento),
qual ocorresse primeiro. Os gráficos de forca versus deslocamento
correspondentes são apresentado no Apêndice 1. Calculou-se a tensão média dos
cinco cilindros, expressando este resultado como o valor de resistência à
compressão final para cada marca. Os resultados são apresentados nas Tabelas 37,
39, 41, 43 e 45.
105
(A) Cimento Ósseo Baumer Osteo-Class
Tabela 36: Dimensões dos cilindros das amostras de cimento Baumer Osteo-Class.
Cimento N H
(mm)
D1
(mm)
D2
(mm)
D3
(mm)
D4
(mm)
D5
(mm)
D6
(mm)
Dm
(mm)
1 12,06 5,96 5,97 5,96 5,98 5,97 5,96 5,97
2 11,97 5,96 5,98 5,98 5,98 5,98 5,97 5,98
3 11,95 5,86 5,97 5,89 5,96 5,97 5,96 5,94
4 11,95 5,90 5,87 5,96 5,95 5,97 5,97 5,94
Baumer
Osteo-Class
5 12,00 5,95 5,96 5,95 5,96 5,90 5,94 5,94
N – número da amostra;
H – altura do cilindro;
D1,D2 – diâmetros medidos na seção
inferior do cilindro;
D3,D4 – diâmetros medidos na seção
média do cilindro;
D5,D6 - diâmetros medidos na seção
superior do cilindro;
Dm – diâmetro médio da amostra.
Tabela 37: Análise e avaliação dos dados de ensaios de resistência à compressão de
unidade de cimento Baumer Osteo-Class.
Cimento Amostra Área
(mm²)
Força de ruptura ou Força
no limite de escoam. (2%)
(N)
Tensão
(MPa)
1 27,9610 2262 80,9
2 28,0392 2392 85,3
3 27,6650 2195 79,3
4 27,6806 2173 78,5
Baumer
Osteo-Class
5 27,7428 2243 80,8
Média 81,0
Desvio Padrão 2,63
Avaliação: APROVADO
106
(B) Cimento Ortopédico Biomecânica
Tabela 38: Dimensões dos cilindros das amostras de cimento Biomecânica.
Cimento N H
(mm)
D1
(mm)
D2
(mm)
D3
(mm)
D4
(mm)
D5
(mm)
D6
(mm)
Dm
(mm)
1 12,09 5,98 5,97 5,97 5,97 5,98 5,98 5,98
2 12,06 5,97 5,98 5,97 5,96 5,98 6,00 5,98
3 11,99 5,97 5,95 5,96 5,9 5,96 5,91 5,94
4 12,08 5,96 5,95 5,95 5,94 5,96 5,97 5,96
Biomecânica
5 11,97 5,95 5,95 5,96 5,95 5,96 5,95 5,95
N – número da amostra;
H – altura do cilindro;
D1,D2 – diâmetros medidos na seção
inferior do cilindro;
D3,D4 – diâmetros medidos na seção
média do cilindro;
D5,D6 - diâmetros medidos na seção
superior do cilindro;
Dm – diâmetro médio da amostra.
Tabela 39: Análise e avaliação dos dados de ensaios de resistência à compressão de
unidade de cimento Biomecânica.
Cimento Amostra Área
(mm²)
Força de ruptura ou Força
no limite de escoam. (2%)
(N)
Tensão
(MPa)
1 28,0392 2493 88,9
2 28,0549 2718 96,9
3 27,7272 2677 96,5
4 27,8518 2639 94,8
Biomecânica
5 27,8362 2682 96,3
Média 94,7
Desvio Padrão 3,33
Avaliação: APROVADO
107
(C) Cimento Cirúrgico Ortopédico CMM
Tabela 40: Dimensões dos cilindros das amostras de cimento CMM.
Cimento N H
(mm)
D1
(mm)
D2
(mm)
D3
(mm)
D4
(mm)
D5
(mm)
D6
(mm)
Dm
(mm)
1 12,03 5,96 5,97 5,97 5,97 5,97 5,96 5,97
2 11,91 5,97 5,96 5,98 5,96 5,96 5,98 5,97
3 12,04 5,99 5,98 5,98 5,98 5,97 5,98 5,98
4 11,94 5,97 5,96 5,97 5,96 5,98 5,97 5,97
CMM
5 11,97 5,98 5,96 5,97 5,98 5,98 5,97 5,97
N – número da amostra;
H – altura do cilindro;
D1,D2 – diâmetros medidos na seção
inferior do cilindro;
D3,D4 – diâmetros medidos na seção
média do cilindro;
D5,D6 - diâmetros medidos na seção
superior do cilindro;
Dm – diâmetro médio da amostra.
Tabela 41: Análise e avaliação dos dados de ensaios de resistência à compressão de
unidade de cimento CMM.
Cimento Amostra Área
(mm²)
Força de ruptura ou Força
no limite de escoam. (2%)
(N)
Tensão
(MPa)
1 27,9610 2186 78,2
2 27,9767 2212 79,1
3 28,0862 2277 81,1
4 27,9767 2250 80,4
CMM
5 28,0236 2291 81,8
Média 80,1
Desvio Padrão 1,46
Avaliação: APROVADO
108
(D) Surgical Simplex P, Howmedica
Tabela 42: Dimensões dos cilindros das amostras de cimento Howmedica Simplex P.
Cimento N H
(mm)
D1
(mm)
D2
(mm)
D3
(mm)
D4
(mm)
D5
(mm)
D6
(mm)
Dm
(mm)
1 12,07 5,94 5,96 5,96 5,94 5,97 5,96 5,96
2 12,04 5,97 5,96 5,94 5,91 5,96 5,97 5,95
3 11,95 5,98 5,97 5,98 5,93 5,82 5,93 5,94
4 12 5,96 5,97 5,85 5,96 5,96 5,85 5,93
Howmedica
Simplex P
5 12,03 5,97 5,96 5,97 5,97 5,87 5,99 5,96
N – número da amostra;
H – altura do cilindro;
D1,D2 – diâmetros medidos na seção
inferior do cilindro;
D3,D4 – diâmetros medidos na seção
média do cilindro;
D5,D6 - diâmetros medidos na seção
superior do cilindro;
Dm – diâmetro médio da amostra.
Tabela 43: Análise e avaliação dos dados de ensaios de resistência à compressão de
unidade de cimento Howmedica Simplex P.
Cimento Amostra Área
(mm²)
Força de ruptura ou Força
no limite de escoam. (2%)
(N)
Tensão
(MPa)
1 27,8518 2488 89,3
2 27,8206 2493 89,6
3 27,6650 2409 87,1
4 27,5719 2344 85,0
Howmedica
Simplex P
5 27,8518 2447 87,9
Média 87,8
Desvio Padrão 1,86
Avaliação: APROVADO
109
(E) Biomet Bone Cement R
Tabela 44: Dimensões dos cilindros das amostras de cimento Biomet.
Cimento N H
(mm)
D1
(mm)
D2
(mm)
D3
(mm)
D4
(mm)
D5
(mm)
D6
(mm)
Dm
(mm)
1 12,05 5,97 5,97 5,98 5,96 5,98 5,98 5,97
2 12,08 5,98 5,99 5,98 5,98 5,96 5,98 5,98
3 12 5,98 5,97 5,98 5,97 5,97 5,98 5,98
4 12,08 5,96 5,98 5,97 5,97 5,98 5,97 5,97
Biomet
5 12,05 5,98 5,97 5,97 5,97 5,97 5,97 5,97
N – número da amostra;
H – altura do cilindro;
D1,D2 – diâmetros medidos na seção
inferior do cilindro;
D3,D4 – diâmetros medidos na seção
média do cilindro;
D5,D6 - diâmetros medidos na seção
superior do cilindro;
Dm – diâmetro médio da amostra.
Tabela 45: Análise e avaliação dos dados de ensaios de resistência à compressão de
unidade de cimento Biomet.
Cimento Amostra Área
(mm²)
Força de ruptura ou Força
no limite de escoam. (2%)
(N)
Tensão
(MPa)
1 28,0236 2272 81,1
2 28,0705 2370 84,4
3 28,0392 2462 87,8
4 28,0079 2402 85,8
Biomet
5 28,0079 2423 86,5
Média 85,1
Desvio Padrão 2,57
Avaliação: APROVADO
110
Resistência à Compressão
81,0
94,7
80,1
85,1
87,8
70
75
80
85
90
95
100
Baumer
Osteo-Class
Biomecânica CMM Howmedica
Simplex P
Biomet
σ (
Mp
a)
Figura 49: Análise comparativa dos resultados dos ensaios de Resistência à
Compressão.
4.8. Resistência e Módulo de flexão
Foram medidas a espessura e a largura das amostras com uma exatidão de
0,1 mm, fazendo leitura em pelo menos três seções transversais de cada amostra e
calculados os valores médios das dimensões. Registraram-se os tempos que
ocorreram quando aplicadas forças de 15 N e 50 N, e a partir deste resultado
obtidas as deflexões correspondentes, expressando-as pelo mais próximo múltiplo
de 0,05 mm. Calcularam-se as deflexões finais para cada amostra. Tais medidas e
resultados são apresentados nas Tabelas 46, 48, 50, 52 e 54.
Mediram-se as forças de ruptura de cada amostra. Nos casos em que não
houve ruptura, registrou-se a força de pico que antecede o escorregamento da
amostra. Tais medidas foram expressas pelo mais próximo múltiplo de 0,5 N.
Para o resultado do módulo de flexão, calculou-se o valor médio das cinco
amostras ensaiadas para cada marca, expressos em megapascals.
Da mesma maneira, calculou-se para cada marca, o valor médio de
resistência à flexão das cinco amostras ensaiadas, expressando este resultado
como a resistência à flexão final.
As representações gráficas das curvas de força versus deslocamento são
apresentadas no Apêndice 2 e os resultados finais nas Tabelas 47, 49, 51, 53 e 55.
111
(A) Cimento Ósseo Baumer Osteo-Class
Tabela 46: Dimensões médias, tempos e deflexões relativos a 15 N e 50 N e deflexão
final das amostras de unidade de cimento Baumer Osteo-Class.
Cimento Amostra bm
(mm)
hm
(mm)
t15
(s)
t50
(s)
f15
(mm)
f50
(mm)
f
(mm)
1 10,0 3,4 3,32 5,17 21,33 40,36 1,85
2 9,9 3,4 3,07 4,98 21,20 41,13 1,91
3 9,8 3,4 3,30 5,19 23,03 41,83 1,89
4 9,9 3,4 3,18 4,96 21,50 39,26 1,78
Baumer
Osteo-Class
5 9,8 3,4 3,54 5,21 22,67 41,86 1,67
bm – largura média;
hm – espessura média;
t15 – tempo registrado quando a força
atingiu 15 N;
t50 - tempo registrado quando a força
atingiu 50 N;
f15 – deflexão registrada quando a
força atingiu 15 N;
f50 - deflexão registrada quando a
força atingiu 50 N;
f – deflexão final (diferença entre f15
e f50).
Tabela 47: Resultados e avaliação dos ensaios de módulo e resistência à flexão da
unidade de cimento Baumer Osteo-Class.
Cimento Amostra Força (N) E (MPa) B (MPa)
1 110,5* 2298,3 58,9476
2 122,0* 2231,7 65,3743
3 115,5* 2300,7 62,8902
4 119,5 2375,2 63,7019
Baumer
Osteo-Class
5 105,0 2633,1 57,5875
Média 114,5 2367,8 61,7
Desvio Padrão 6,86 156,76 3,29
Avaliação APROVADO
E – módulo de flexão;
B – resistência à flexão;
*valor de pico (não houve ruptura).
112
(B) Cimento Ortopédico Biomecânica
Tabela 48: Dimensões médias, tempos e deflexões relativos a 15 N e 50 N e deflexão
final das amostras de unidade de cimento Biomecânica.
Cimento Amostra bm
(mm)
hm
(mm)
t15
(s)
t50
(s)
f15
(mm)
f50
(mm)
f
(mm)
1 10,0 3,4 3,69 5,49 20,77 43,70 1,80
2 9,8 3,4 3,27 4,99 24,67 45,00 1,72
3 9,8 3,4 3,11 4,81 20,53 39,40 1,70
4 9,8 3,4 3,24 5,09 20,23 39,90 1,85
Biomecânica
5 9,8 3,4 3,11 4,84 18,00 35,33 1,73
bm – largura média;
hm – espessura média;
t15 – tempo registrado quando a força
atingiu 15 N;
t50 - tempo registrado quando a força
atingiu 50 N;
f15 – deflexão registrada quando a
força atingiu 15 N;
f50 - deflexão registrada quando a
força atingiu 50 N;
f – deflexão final (diferença entre f15
e f50).
Tabela 49: Resultados e avaliação dos ensaios de módulo e resistência à flexão da
unidade de cimento Biomecânica.
Cimento Amostra Força (N) E (MPa) B (MPa)
1 107,5 2423,6 58,3183
2 123,5* 2453,1 65,8944
3 121,0 2422,2 63,6209
4 115,5 2370,9 63,3115
Biomecânica
5 121,5* 2402,3 64,2272
Média 117,8 2414,4 63,1
Desvio Padrão 6,48 30,34 2,84
Avaliação APROVADO
E – módulo de flexão;
B – resistência à flexão;
*valor de pico (não houve ruptura).
113
(C) Cimento Cirúrgico Ortopédico CMM
Tabela 50: Dimensões médias, tempos e deflexões relativos a 15 N e 50 N e deflexão
final das amostras de unidade de cimento CMM.
Cimento Amostra bm
(mm)
hm
(mm)
t15
(s)
t50
(s)
f15
(mm)
f50
(mm)
f
(mm)
1 9,9 3,4 3,65 5,70 26,47 46,43 2,05
2 9,7 3,4 3,49 5,55 22,37 43,06 2,06
3 9,7 3,3 3,50 5,71 26,63 49,36 2,21
4 9,6 3,3 3,46 5,58 21,63 43,46 2,12
CMM
5 9,7 3,3 3,57 5,73 20,73 44,13 2,16
bm – largura média;
hm – espessura média;
t15 – tempo registrado quando a força
atingiu 15 N;
t50 - tempo registrado quando a força
atingiu 50 N;
f15 – deflexão registrada quando a
força atingiu 15 N;
f50 - deflexão registrada quando a
força atingiu 50 N;
f – deflexão final (diferença entre f15
e f50).
Tabela 51: Resultados e avaliação dos ensaios de módulo e resistência à flexão da
unidade de cimento CMM.
Cimento Amostra Força (N) E (MPa) B (MPa)
1 104,0* 2139,6 56,7826
2 99,5* 2155,1 55,0959
3 89,0* 2113,1 50,9661
4 92,5* 2164,8 52,5281
CMM
5 88,0* 2210,5 51,1100
Média 94,6 2156,6 53,3
Desvio Padrão 6,92 35,92 2,56
Avaliação APROVADO
E – módulo de flexão;
B – resistência à flexão;
*valor de pico (não houve ruptura).
114
(D) Surgical Simplex P, Howmedica
Tabela 52: Dimensões médias, tempos e deflexões relativos a 15 N e 50 N e deflexão
final das amostras de unidade de cimento Howmedica Simplex P.
Cimento Amostra bm
(mm)
hm
(mm)
t15
(s)
t50
(s)
f15
(mm)
f50
(mm)
f
(mm)
1 9,9 3,3 2,97 4,58 20,27 35,26 1,61
2 9,8 3,3 9,25 11,09 25,10 43,43 1,84
3 9,7 3,3 9,95 11,75 21,00 38,83 1,80
4 9,8 3,4 9,51 11,27 17,47 33,96 1,76
Howmedica
Simplex P
5 9,8 3,3 10,13 11,91 20,67 38,46 1,78
bm – largura média;
hm – espessura média;
t15 – tempo registrado quando a força
atingiu 15 N;
t50 - tempo registrado quando a força
atingiu 50 N;
f15 – deflexão registrada quando a
força atingiu 15 N;
f50 - deflexão registrada quando a
força atingiu 50 N;
f – deflexão final (diferença entre f15
e f50).
Tabela 53: Resultados e avaliação dos ensaios de módulo e resistência à flexão da
unidade de cimento Howmedica Simplex P.
Cimento Amostra Força (N) E (MPa) B (MPa)
1 111,0 2781,1 61,4984
2 104,5 2569,5 60,0959
3 89,5 2617,0 51,4910
4 90,5 2483,7 49,4389
Howmedica
Simplex P
5 99,5 2587,5 56,3652
Média 99,0 2607,7 55,8
Desvio Padrão 9,18 108,86 5,25
Avaliação APROVADO
E – módulo de flexão;
B – resistência à flexão;
*valor de pico (não houve ruptura).
115
(E) Biomet Bone Cement R
Tabela 54: Dimensões médias, tempos e deflexões relativos a 15 N e 50 N e deflexão
final das amostras de unidade de cimento Biomet.
Cimento Amostra bm
(mm)
hm
(mm)
t15
(s)
t50
(s)
f15
(mm)
f50
(mm)
f
(mm)
1 9,8 3,4 3,09 4,63 23,27 40,40 1,54
2 9,9 3,4 3,14 4,75 20,80 37,90 1,61
3 9,9 3,4 3,02 4,62 20,03 36,33 1,60
4 9,8 3,4 3,11 4,71 23,97 40,86 1,60
Biomet
5 9,8 3,4 3,07 4,63 21,63 37,16 1,56
bm – largura média;
hm – espessura média;
t15 – tempo registrado quando a força
atingiu 15 N;
t50 - tempo registrado quando a força
atingiu 50 N;
f15 – deflexão registrada quando a
força atingiu 15 N;
f50 - deflexão registrada quando a
força atingiu 50 N;
f – deflexão final (diferença entre f15
e f50).
Tabela 55: Resultados e avaliação dos ensaios de módulo e resistência à flexão da
unidade de cimento Biomet.
Cimento Amostra Força (N) E (MPa) B (MPa)
1 133,5 2769,4 71,7165
2 134,0 2607,5 70,9281
3 134,0* 2659,6 71,6835
4 135,5 2693,5 73,2656
Biomet
5 135,5* 2766,0 73,2857
Média 134,5 2699,2 72,2
Desvio Padrão 0,94 69,64 1,05
Avaliação APROVADO
E – módulo de flexão;
B – resistência à flexão;
*valor de pico (não houve ruptura)
116
Resistência e Módulo de Flexão
2699,2
2607,72156,62414,42367,8
0
10
20
30
40
50
60
70
80
Baumer
Osteo-Class
Biomecânica CMM How medica
Simplex P
Biomet
B (
MP
a)
0
500
1000
1500
2000
2500
3000
E (
MP
a)
B
E
Figura 50: Análise comparativa dos resultados dos ensaios de Resistência e Módulo de
Flexão.
5
Discussão
A metodologia empregada neste estudo esteve totalmente baseada na norma
ABNT NBR ISO 5833.
Nos ensaios de Inspeção Visual, analisaram-se os itens referentes à
aparência, embalagem e rotulagem das unidades de cimento. Todos os itens
analisados estavam em conformidade com a norma, exceto os itens referentes à
rotulagem, contudo, em alguns países podem se aplicar requisitos próprios para
rotulagem. Portanto, supõe-se que tal fator seja a principal causa de influência
sobre os resultados, especialmente dos cimentos importados.
Verificou-se a exatidão de conteúdos, onde foi constatado que todas as
amostras de cimentos ósseos analisadas estavam dentro da variação permitida pela
norma (5% dos valores nominais) para massa e volume. Baleani et. al (2001),
afirma que as proporções dos componentes pó e líquido, bem como a distribuição
destes componentes na composição do cimento, podem afetar as propriedades
finais do material.
Nos ensaios de estabilidade do componente líquido houve uma grande
dificuldade em iniciar e findar a cronometragem simultaneamente à liberação do
escoamento do líquido utilizando-se o tubo “U” de vidro, acrescentando um erro
experimental grande e dependente do experimentador. Observou-se uma grande
variabilidade nos resultados de alteração porcentual, principalmente nas unidades
de cimento da marca Biomecânica. Tais resultados, apesar de conformes, podem
ter sido influenciados por erro experimental.
O tempo de formação de massa é uma importante característica clínica para
os cimentos acrílicos. Este tempo é definido como o tempo em que o cimento
acrílico quando manuseado não adere nas luvas de látex cirúrgicas (livres de pó ou
talco). Desta maneira a norma ABNT NBR ISO 5833 define que o tipo de luva a
ser utilizado seja isento de pó. Porém, nota-se que em luvas com superfícies
razoavelmente lisas, o tempo de formação de massa é mais curto, enquanto que
nas luvas com superfícies mais ásperas o tempo de formação de massa é mais
118
longo. Isto demonstra que diferentes rugosidades de superfícies contribuem para
diferentes observações na aderência do cimento acrílico, e isto não elimina a
possibilidade de que outros fatores, tais como as composições superficiais possam
também afetar a adesão superficial dos cimentos ósseos (He et. al, 2003).
Os cimentos podem ser aplicados através de dois meios: manualmente ou
com uma pistola injetora. A aplicação manual requer um cimento que alcance
rapidamente um estado de massa, ou seja, o cimento tem que possuir uma boa
viscosidade. Alternativamente, os cimentos podem ser aplicados por uma seringa
ou pistola injetora, possuindo a vantagem de alcançar facilmente o interior de um
canal femoral, por exemplo, sendo que a aplicação sobre pressão pode reduzir a
porosidade e auxiliar a penetração do cimento no interior do osso. O cimento
aplicado com esta técnica deve ser de baixa viscosidade (Farrar & Rose, 2001).
Desta maneira optou-se pelo cimento de viscosidade normal para a realização do
trabalho, por representar a realidade na maioria das salas cirúrgicas no Brasil,
sendo que o tipo ensaio de tempo de formação de massa realizado é próprio para
este tipo de cimento.
Nos ensaios de temperatura, apesar de manter a temperatura e umidade
ambiente constantes, não se conseguiu ter um controle na temperatura do molde,
visto que os ensaios eram realizados sucessivamente. Desta maneira alguns
registros de temperatura ambiente fugiram do valor determinado pela norma (23 ±
1oC) com erros de até 0,8
o C para cima (Biomecânica – amostra 2). Porém este
erro é considerado pequeno a ponto de influenciar os resultados.
Não houve quebra de qualquer um dos cilindros dos ensaios de intrusão, o
que tornou a medição dos comprimentos extremamente fácil utilizando-se o
paquímetro digital. As unidades de cimento ensaiadas das marcas CMM e Biomet
foram reprovadas para uma primeira amostra. Realizaram-se novos ensaios para
uma segunda amostra de cada marca, como determina a norma, porém, persistiu o
resultado de não-conformidade, ou seja, a média dos comprimentos de intrusão
para cada amostra não atingiu 2 mm. Este resultado pode ser explicado por uma
polimerização prematura para o cimento CMM, levando em consideração que o
tempo de formação de massa desta marca foi o menor, atingindo o limite. Já para
o cimento Biomet, sugere-se que este resultado se deva à sua baixa viscosidade
119
observada, o que dificultava até a homogeneização do material, e por apresentar o
maior tempo de formação de massa registrado.
Para o ensaio de compressão optou-se pela utilização do molde definido
pela norma ASTM F 451-99. O motivo desta escolha foi devido apresentar
diferença no número de corpos de prova produzidos, neste caso 48, contra 5
corpos de prova produzidos pelo molde sugerido pela norma ABNT NBR ISO
5833. Desta maneira conseguiu-se uma margem de segurança, possibilitando a
seleção de cinco espécimes dentro das especificações geométricas e sem a
presença de bolhas.
Nos ensaios de resistência à flexão, apesar de a norma determinar que seja
utilizado o valor de força de ruptura do corpo de prova, em muitos casos, notou-se
uma grande capacidade do material de se deformar plasticamente, resultando em
um valor de pico para a força e posterior escorregamento da amostra. Nestas
situações a força de ruptura foi substituída pela força de pico nas expressões para
a determinação da resistência à flexão.
6
Conclusão
Para um cimento de boa qualidade faz-se necessário a determinação de
vários requisitos químicos, físicos, mecânicos, de embalagem e rotulagem. Apesar
de não abranger a quantidade total de testes e ensaios para a garantia de um
produto que atenda plenamente as solicitações as quais está sujeito,
principalmente em longo prazo, como por exemplo abrasão, torção e
cisalhamento, entre outros, a norma ABNT NBR ISO 5833 estabelece um mínimo
suficiente para a satisfação do produto em termos de estocagem, manipulação e
resistência final.
Este estudo pretende contribuir na melhoria da qualidade de um produto que
há muito já possui fabricação nacional e é de vital importância na reparação de
danos ao conjunto esquelético (ossos e articulações), fornecendo aos profissionais
da área de saúde, bem como às autoridades normatizadoras da produção,
elementos científicos comparativos de parâmetros que proporcionem um melhor
resultado quando da necessidade de sua aplicação. A disposição do trabalho é
mostrar que no caminho da pesquisa científica, encontramos uma razoável
diversidade de características entre as diversas marcas ensaiadas, o que de um
lado, denota diferentes alternativas de uso, e de outro, denuncia a precariedade de
um controle, quer na produção, quer na comercialização, de uma exigível
qualidade para consumo.
Todas as marcas analisadas encontram-se em conformidade com os
requisitos de Inspeção Visual da referida norma, exceto no item 9.1-Rotulagem,
onde todas as marcas foram reprovadas. Este item se torna especial por atentar às
informações referentes à estocagem do produto, entre outras informações de
composição e fabricação do cimento. Uma estocagem inadequada pode ocasionar
alterações nas composições de seus componentes pó e líquido, influenciando todo
o conjunto de propriedades do cimento, tanto em seu estado fresco, quanto em seu
estado final, endurecido, comprometendo assim todo o processo. Ainda sobre o
mesmo item, vale ressaltar que nenhuma das marcas citou a norma
121
regulamentadora em questão (sub-ítem A) em suas embalagens, o que nos leva a
crer que nenhum dos fabricantes realiza testes regulares de conformidade antes da
comercialização dos produtos.
As marcas CMM e Biomet foram reprovadas nos ensaios de Intrusão. A
intrusão é uma importante propriedade do cimento em seu estado de massa,
responsável por assegurar a firme colocação da prótese, determinando o grau de
penetração do cimento nos interstícios do osso. Uma boa intrusão resulta em
ganhos tanto para o cirurgião, no momento de aplicação do cimento, quanto para o
paciente, fornecendo um travamento mecânico adequado na interface osso-
cimento, resultando em uma menor probabilidade de complicações em longo
prazo (afrouxamento asséptico), garantindo assim maior longevidade da cirurgia.
Nas demais verificações e ensaios, todas as marcas obtiveram resultados
satisfatórios.
7 Sugestões
Para trabalhos futuros, podemos citar algumas abordagens que julgamos
interessantes no estudo das propriedades e qualidade do cimento ósseo, entre elas
podemos destacar:
� A aplicação da norma ABNT NBR ISO 5833 em diferentes
temperaturas, ou ainda, em cimentos ósseos adicionados com
antibióticos, em diferentes dosagens;
� Uma modelagem numérica de interação osso-cimento;
� O estudo de propriedades físicas e mecânicas não citadas pela norma
ABNT NBR ISO 5833, tais como: retração, fluência, cisalhamento,
torção, fadiga, abrasão, entre outros.
8 Referências Bibliográficas
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127
Apêndice 1 Curvas força versus deslocamento obtidas em ensaios de resistência à compressão.
(A) Cimento Ósseo Baumer Osteo-Class
Baumer Osteo-Class (1)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 51: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class (amostra 1).
128
Baumer Osteo-Class (2)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 52: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class (amostra 2).
Baumer Osteo-Class (3)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 53: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class (amostra 3).
129
Baumer Osteo-Class (4)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 52: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class (amostra 4).
Baumer Osteo-Class (5)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 55: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Baumer Osteo-Class (amostra 5).
130
(B) Cimento Ortopédico Biomecânica
Biomecânica (1)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 56: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Biomecânica (amostra 1).
Biomecânica (2)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 57: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Biomecânica (amostra 2).
131
Biomecânica (3)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 58: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Biomecânica (amostra 3).
Biomecânica (4)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 59: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Biomecânica (amostra 4).
132
Biomecânica (5)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 60: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Biomecânica (amostra 5).
(C) Cimento Cirúrgico Ortopédico CMM
CMM (1)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 61: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento CMM (amostra 1).
133
CMM (2)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 62: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento CMM (amostra 2).
CMM (3)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 63: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento CMM (amostra 3).
134
CMM (4)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 64: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento CMM (amostra 4).
CMM (5)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 65: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento CMM (amostra 5).
135
(D) Surgical Simplex P, Howmedica
Howmedica Simplex P (1)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 66: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Howmedica Simplex P (amostra 1).
Howmedica Simplex P (2)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 67: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Howmedica Simplex P (amostra 2).
136
Howmedica Simplex P (3)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 68: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Howmedica Simplex P (amostra 2).
Howmedica Simplex P (4)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 69: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Howmedica Simplex P (amostra 4).
137
Howmedica Simplex P (5)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 70: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Howmedica Simplex P (amostra 5).
(E) Biomet Bone Cement R
Biomet (1)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 71: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Biomet (amostra 1).
138
Biomet (2)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 72: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Biomet (amostra 2).
Biomet (3)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 73: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Biomet (amostra 3).
139
Biomet (4)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 74: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Biomet (amostra 4).
Biomet (5)
0250500750
10001250150017502000225025002750
0 0,5 1 1,5 2 2,5 3
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 75: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à
compressão da unidade de cimento Biomet (amostra 5).
140
Apêndice 2 Curvas força versus deformação registradas em ensaios de flexão.
(A) Cimento Ósseo Baumer Osteo-Class
Baumer Osteo-Class (1)
0
20
40
60
80
100
120
140
0 2 4 6 8 10
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 76: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Baumer Osteo-Class (amostra 1).
141
Baumer Osteo-Class (2)
0
20
40
60
80
100
120
140
0 2 4 6 8 10
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 77: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Baumer Osteo-Class (amostra 2).
Baumer Osteo-Class (3)
0
20
40
60
80
100
120
140
0 2 4 6 8 10
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 78: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Baumer Osteo-Class (amostra 3).
142
Baumer Osteo-Class (4)
0
20
40
60
80
100
120
140
0 2 4 6 8 10 12 14
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 79: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Baumer Osteo-Class (amostra 4).
Baumer Osteo-Class (5)
0
20
40
60
80
100
120
140
0 2 4 6 8 10 12 14
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 80: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Baumer Osteo-Class (amostra 5).
143
(B) Cimento Ortopédico Biomecânica
Biomecânica (1)
0
20
40
60
80
100
120
140
0 2 4 6 8
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 81: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Biomecânica (amostra 1).
Biomecânica (2)
0
20
40
60
80
100
120
140
0 2 4 6 8
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 82: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Biomecânica (amostra 2).
144
Biomecânica (3)
0
20
40
60
80
100
120
140
0 2 4 6 8
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 83: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Biomecânica (amostra 3).
Biomecânica (4)
0
20
40
60
80
100
120
140
0 2 4 6 8 10
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 84: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Biomecânica (amostra 4).
145
Biomecânica (5)
0
20
40
60
80
100
120
140
0 2 4 6 8 10
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 85: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Biomecânica (amostra 5).
(C) Cimento Cirúrgico Ortopédico CMM
CMM (1)
0
20
40
60
80
100
120
0 2 4 6 8
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 86: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento CMM (amostra 1).
146
CMM (2)
0
20
40
60
80
100
120
0 2 4 6 8
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 87: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento CMM (amostra 2).
CMM (3)
0
20
40
60
80
100
120
0 2 4 6 8
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 88: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento CMM (amostra 3).
147
CMM (4)
0
20
40
60
80
100
120
0 2 4 6 8
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 89: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento CMM (amostra 4).
CMM (5)
0
20
40
60
80
100
120
0 2 4 6 8
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 90: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento CMM (amostra 5).
148
(D) Surgical Simplex P, Howmedica
Howmedica Simplex P (1)
0
20
40
60
80
100
120
0 2 4 6
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 91: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Howmedica Simplex P (amostra 1).
Howmedica Simplex P (2)
0
20
40
60
80
100
120
0 2 4 6
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 92: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Howmedica Simplex P (amostra 2).
149
Howmedica Simplex P (3)
0
20
40
60
80
100
120
0 2 4 6
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 93: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Howmedica Simplex P (amostra 3).
Howmedica Simplex P (4)
0
20
40
60
80
100
120
0 2 4 6
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 94: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Howmedica Simplex P (amostra 4).
150
Howmedica Simplex P (5)
0
20
40
60
80
100
120
0 2 4 6
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 95: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Howmedica Simplex P (amostra 5).
(E) Biomet Bone Cement R
Biomet (1)
0
20
40
60
80
100
120
140
0 2 4 6 8
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 96: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Biomet (amostra 1).
151
Biomet (2)
0
20
40
60
80
100
120
140
0 2 4 6 8 10
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 97: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Biomet (amostra 2).
Biomet (3)
0
20
40
60
80
100
120
140
0 2 4 6 8 10
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 98: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Biomet (amostra 3).
152
Biomet (4)
0
20
40
60
80
100
120
140
0 2 4 6 8 10 12
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 99: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão da
unidade de cimento Biomet (amostra 4).
Biomet (5)
0
20
40
60
80
100
120
140
0 2 4 6 8 10
Deslocamento (mm)
Fo
rça
(N
)
Figura 100: Curva força versus deslocamento obtida em ensaio de resistência à flexão
da unidade de cimento Biomet (amostra 5).
153
Anexo 1 Sistema para a determinação de temperatura máxima e tempo de colocação (ABNT NBR ISO 5833).
154
Anexo 2 Sistema para a determinação da intrusão (ABNT NBR ISO 5833).
155
Anexo 3 Componentes do sistema para preparação de corpos de prova para ensaio de resistência à compressão (ABNT NBR ISO 5833).
156
Anexo 4 Representação de ensaio de flexão em quatro pontos para cimento ósseo (ABNT NBR ISO 5833).