ISSN 1517-7076

 

 

 

 

 

Revista Matéria, v. 10, n. 3, pp. 472 – 480, 2005

http://www.materia.coppe.ufrj.br/sarra/artigos/artigo10685

Avaliação de Falhas em Implantes Metálicos Coxo-Femoral e Joelho Retirados de Pacientes

K.B. Fonseca, H.H. Pereira, S.N. Silva

UnilesteMG – Centro Universitário do Leste de Minas Gerais

Av. Presidente Tancredo Neves, 3500 – Bairro Universitário, 35170-056, Coronel Fabriciano, MG, Brasil

e-mail: keilabf@yahoo.com.br, hudsonhenrique@hotmail.com, sidsilva@unilestemg.br

Resumo

Nas últimas décadas, implantes metálicos vêm sendo estudados de maneira sistemática e multidisciplinarmente, visto que sua aplicação tem sido crescente. Estes materiais denominados biomateriais são comumente utilizados como implantes dentários, próteses femurais, próteses cardíacas, etc. numa tentativa de restaurar parte de tecidos danificados por algum tipo de trauma ou doença. Os biomateriais de uma forma geral se caracterizam pela sua biocompatibilidade, ou seja, não causam efeito nocivo ao organismo; devem possuir resistência mecânica adequada além de uma resistência à corrosão, pois o meio fisiológico no qual estarão contidos é sempre extremamente agressivo, podendo induzir algum tipo de degradação. No caso de biomateriais estruturais os mais utilizados na fabricação de próteses atualmente são: titânio (e suas ligas), o Vitalium e o aço Inoxidável 316L, este último, sendo mais empregado aqui no Brasil devido, principalmente, ao seu baixo custo em relação ao titânio. Porém, um número relativamente elevado dessas próteses metálicas utilizadas em pacientes brasileiros, tem apresentado falhas, defeitos superficiais, materiais fora das especificações (normas técnicas e boas práticas de fabricação dentre outros), contribuindo para uma diminuição da vida útil das mesmas, acarretando transtornos anatômicos aos pacientes além de custo adicional ao SUS que em geral paga por estas recolocações. Este trabalho teve como objetivo o levantamento do histórico dos pacientes, as causas clínicas destes defeitos, e por fim, a associação destas informações com os ensaios físicos e químicos das próteses (coxo-femurais) extraídas de pacientes dos serviços de saúde conveniados ao SUS (Ipatinga e Belo Horizonte). Foram realizados ensaios de dureza, microscopia eletrônica de varredura (MEV) e metalografia. Os testes preliminares nos mostram que uma parcela destas próteses analisadas apresentaram inadequação para uso como biomateriais, em função das limitações nas propriedades mecânica e/ou tribológicas do metal e ainda falhas graves no cimento (PMMA) utilizado para sua fixação.

Palavras chaves:    próteses, metais, caracterização.

Evaluation of Failed Metallic Knee and Femoral Implants

abstract

There are over 150,000 such hip replacement operations performed in the Brazil each year. Many people suffer from knee or hip joint pain, caused by the wear and tear produced by walking millions of steps a year. After many years this can lead to osteoarthritis which is the commonest form of degenerative disease of the hip. Accidents may also lead to irreparable damage of the hip. The only solution normally is a total hip replacement operation, the procedure involves sectioning the femoral neck, reaming a cavity into the femoral shaft and cementing or press-fitting a femoral stem component into the bone. The acetabulum is ground away. A plastic cup is then cemented or pressed into the machined hole. The acetabular cup has a metal back enabling the cup to be screwed into the pelvic bone. Although the operation is highly successful in approximately 90% of cases after 8 years, the number of failures is still unacceptably high. In the X-ray on the right we can see a typical form of failure. The implant has moved in the femoral canal. This is as a result of bone loss around the metal stem. There are three main factors which will influence the performance of biomaterials in the human body: biocompatability, mechanical properties and degradation. At present we do not have any materials that can mimic perfectly the mechanical property of bone. Metals (steel, Co-Cr-Mo, Ti-6Al-4V) have sufficient strength and fracture toughness but have relatively high stiffness (Young’s modulus), which can lead to weight shielding problems. Polymers (polymethylmethacylate-PMMA, polyethlene-PE, etc.) have low stiffness values, reasonable fracture toughness but poor strength. Stainless steel is the most commonly used metal for femoral stems in hip replacements. It is an alloy of iron, chromium, nickel and molybdenum. It has extremely high resistance to corrosion, and thus does not degrade in the body. It can be shaped easily which is an important consideration for implant manufacturers who want to minimise production costs. However, problems may arise because of its relatively high stiffness, and the fact that some people may develop an allergic reaction to the nickel content. The metal stem is very stiff compared to bone, and as a consequence carries most of the body weight. This causes bone to think it is not required, resulting in its loss. Bone may also disappear in response to the wear debris produced from the articulation of the femoral head against the acetabular cup. The particles are pumped into the interface between the implant and the bone. Here you can see a worn acetabular cup. Millions of wear particles have been released into the body due to the abrasive action of the femoral head. The head may appear shiny, but if you looked at it under a microscope the surface would appear like a mountain range with lots of small peaks or asperities. These small peaks scratch away the softer plastic cup, releasing debris which causes cell response and eventually bone loss. The metal backing has also come away from the plastic cup. Another, less common, source of failure is the fracture of the metallic femoral stem. This may occur as a result of the implant moving within the bone. You can see scratches on the surface of the implant, these lead to uneven loading and eventually stem fracture. However, this form of failure is less common as a result of using improved metal alloys. An alternative to stainless steel is cobalt chromium alloy (27-30% Cr, 5-7% Mo. rest Co). It has good wear properties and is more resistant to scratching. The fact that it contains no nickel means that it can be used in patients who have nickel sensitivity. The top section of the prosthesis is roughened to increase friction and hence stability. The bottom surface has been polished to prevent the stem from rubbing against the inside of the bone canal, which may lead to wear debris. Developed for the aerospace industry, titanium and its alloys have high strength in relation to their relatively low weight. A titanium implant has a stiffness of less than half that of stainless steel or cobalt chrome, which therefore reduces the effects of weight shielding. Its constituents give it excellent corrosion resistance, but it does suffer from a relatively low fracture toughness and poor wear properties. There are two main uses for them in total hip replacement. The first is as a grouting material in the form of poly(methylmethacylate) (PMMA) bone cement. PMMA bone cement polymerises in situ. Here you can see a surgeon injecting the doughy material into the femoral canal. It is mixed in surgery from a polymer powder and liquid monomer, and forms a hardened material in 10-15 minutes. The main problem with PMMA bone cement is that considerable heat is released to the surrounding bone during the curing process and this causes cell death. The resulting material has poor resistance to fracture. Other problems also include the shrinkage of the cement and the release of toxic monomer into the blood stream. The other major polymer used is polyethylene. Its main advantage is its wear resistance when used as a concave acetabular cup in a total hip replacement. Material scientists are constantly faced with the challenge of producing optimum material properties at minimum cost. The total hip replacement is just one of many examples that illustrates how materials can improve the quality of people's lives. Despite the great advances that have been made, there are still a number of problems that need to be solved if hip replacements are to be 100% successful and last the remaining lifetime of patients. Ultimately we would like to produce a material with identical properties to bone. Brazilian research groups and companies are leaders in the research and development of biomaterials metallic. They not only can contribute to improving the quality life of people but also the economic prosperity of the country. The leading centre for biomedical materials science research in the Brazil is the Interdisciplinary Research Center based at Federal University of Minas Gerais. Why not find much more about our undergraduate courses in http://www.biomaterials.com.br/courses

Keywords:    Implants, metallic, evaluation.

 

1           Introdução

A implantação de materiais metálicos no corpo humano é hoje mais uma alternativa para restaurar partes danificadas, melhorando a qualidade de vida de vítima de traumas ou de doenças degenerativas. Essa classe materiais é denominada biomateriais, eles podem ser utilizados durante um período indeterminado de tempo ou não (endopróteses ou implantes), sendo empregados para tratamento, ampliação ou substituição de quaisquer tecidos, órgãos ou funções corporais como um todo ou parte integrante de um sistema [1]. A escolha de um biomaterial deve ser criteriosa e deve obedecer a um conjunto de requisitos, como por exemplo: não interferir no mecanismo de defesa do organismo, exibir propriedades coerentes com a função especifica do implante e apresentar resistência à corrosão, pois os implantes metálicos de uma forma geral trabalham sob a ação de complexos carregamentos mecânicos em meio salino, o que exige desses materiais ótima resistência à corrosão. Os mecanismos tribológicos (desgastes e corrosão) podem promover a liberação de partículas ou de íons metálicos no corpo humano causando além de falhas prematuras do implante, reações sistêmicas adversas aos seres humanos [2]. Intrínseco à essas propriedades está o conceito de biocompatibilidade do material, que pode ser definida como um estado sinérgico (ou de mutua existência) entre o material e o ambiente fisiológico, ou seja, o material a ser utilizado não deve desencadear reações desfavoráveis no sistema biológico necessitando, ainda, as vezes, desenvolver respostas teciduais adequadas aos sistemas hospedeiros [3]. Associado a biocompatibilidade o biomaterial precisa apresentar outra função denominada biofuncionalidade, ou seja, a capacidade de desempenhar apropriadamente a função para o qual foi projetado [3], assim no caso dos implantes metálicos a bioadesão será uma dessas propriedade desejável. A bioadesão é definida como a ligação em torno da região interfacial entre à superfície do implante (biomaterial estrutural) e as células e/ou tecido. Reforça-se assim, a importância de uma seleção cuidadosa dos biomateriais e deverá ser as condições de contorna para a sua biofuncionalidade. As próteses metálicas utilizadas atualmente são confeccionada de ligas titânio, tântalo, Vitalium e de aço inoxidável AISI 316L. Estes dois últimos são os mais utilizados no Brasil devido ao seu baixo custo em relação aos demais materiais. Infelizmente, a maioria dos implantes das articulações (próteses cimentadas) apresentam uma vida útil pré-determinada onde em algum momento será preciso uma nova cirurgia de revisão e/ou reparo. Esta segunda intervenção sempre causa um novo trauma para o paciente e representa um custo extra para o Sistema Único de Saúde (SUS) e/ou para a sociedade que acaba pagando a conta destas operações. As falhas ocorridas nos implantes podem ser desencadeadas por diversos fatores, tais como: seleção inadequada do material, erros de projeto (design), falhas na produção e na colocação do implante; falhas de reparação do osso (relacionadas a saúde do paciente), ou ainda pela combinação desses fatores [1]. Nos países desenvolvidos existem de uma forma geral uma legislação adequada sobre o assunto, além de mecanismos reguladores (agências fiscalizadoras e institutos de certificação) e normas técnicas específicas, como por exemplo, da ASTM (American Society for Testing and Materials) e da ISO (International Organization for Standartion), para guiar os vários procedimentos inerentes à ciências dos biomateriais (produção e caracterização) e dos protocolos médicos (retirada, notificação e análise dos implantes que falharam). As normas internacionais recomendam que durante a cirurgia de recolocação a equipe médica deva fotografar o local antes e depois da retirada do implante; obter amostras para exames microbiológicos e histológicos; retirar cuidadosamente o implante, preservando as superfícies danificadas e de fratura; identificar todos os componentes e promover a esterilização das peças. Recomenda-se ainda, que esses componentes sejam enviados para os ensaios de conformidade do material, análise dimensional e exame fractográfico da superfície de fratura. Porém, não há no Brasil na legislação sanitária atual norma que tornem compulsórios os procedimentos de notificação e de investigação dos casos de falhas de implantes cirúrgicos. Comparativamente aos países desenvolvido muito pouco é dito na legislações brasileira que regulamentem a comercialização de implantes cirúrgicos, o que torna quase inviável um estudo estatístico ou de impacto técnico-econômicos nos gastos públicos. Há uma carência de versões nacionais de algumas normas importantes, como por exemplo, documentos que tratam das especificações de ligas usadas em implantes bem como os procedimentos de retirada e análise de falha de implantes cirúrgicos (fabricados em metal, cerâmica e polímeros). [2]. O trabalho de normatização é um requisito fundamental para a melhoria da qualidade dos produtos utilizados no Brasil. Este trabalho teve como objetivo levantar preliminarmente algumas causas de falhas ocorridas nos implantes metálicos em nosso país., na tentativa de averiguar e classificar a qualidade das próteses utilizadas em parte do Minas Gerais (BH e Vale do Aço); bem como, sugerir protocolos ou normas que melhorem o desempenho desses implantes metálicos. Os implantes metálicos coletados para este estudo foram: próteses coxo-femorais e de joelho retiradas de pacientes através do Sistema único de Saúde (SUS).

2           Revisão Bibliográfica

2.1          AISI 316L

Como mencionado anteriormente, atualmente, um dos materiais mais utilizado para a fabricação de próteses metálicas no Brasil é o aço AISI 316L, pois apresenta bom desempenho mecânico e um custo relativamente menor se comparado com os outros biomateriais destinados ao mesmo fim. O AISI 316L é um aço inoxidável austenítico, não magnético, dúctil, e normalmente apresenta um percentual residuais de enxofre em sua composição química. O AISI 316L tem a mesma composição do 316, porém ele apresenta um teor extra baixo de carbono, no máximo 0,03% em peso de C. Isso contribuiu para uma melhor resistência à corrosão [8]. A Tabela 01 apresenta a composição do 316 e 316L onde pode-se constatar esta redução de carbono. O enxofre está presente nesse tipo de aço como impureza, em teores menores que 0,03%, ou é adicionado para melhorar a usinabilidade, mas a sua presença prejudica a resistência à corrosão [7, 8].

Tabela 1: Composição dos aços inoxidáveis 316 e 316L

Elemento

C

Mn

K

S

Si

Cr

Ni

Mo

Composição (%)

(316L)

0.03 máx

2.00 máx

0.03 máx

0.03 máx

0.75 máx

17.00-20.00

12.00-14.00

20.00-40.00

Composição (%)

(316)

0.08 máx

2.00 máx

0.03 máx

0.03 máx

0.75 máx

17.00-20.00

12.00-14.00

20.00-40.00

 

 

2.2          Corrosão Ligas a Base de Cr, Mo e Ni

A corrosão é um dos principais problemas envolvendo um biomaterial metálico; é uma reação não desejada do metal com o meio. Ocorre quando átomos do metal se tornam ionizados e vão para a solução, ou combinam com oxigênio ou outras espécies em solução para formar um composto que se dissolve ou degrada (“descasca-se”). No caso dos biomateriais, eles estarão inseridos no meio biológico que é agressivo. A presença de íons de Cl-, Na+ e HCO3- nos fluidos (celulares e sangüíneos) em contato com o implante metálico pode promover a atuação de mecanismos de corrosão do metal [4]. A conseqüência da corrosão, além da diminuição da vida útil, é a perda de material, o que causará enfraquecimento do implante e provavelmente, e mais importante, o produto da corrosão escapa para o tecido resultando efeitos indesejáveis. Daí o material selecionado para fabricação de próteses precisa apresentar uma considerável resistência à corrosão. O cromo presente no Vitaluim e nos aços AISI 316L confere resistência à corrosão pela passividade (formação de uma camada protetora no metal). Os tipos austeníticos, como o AISI 316L, contêm molibdênio, um elemento muito importante para elevação da resistência à corrosão desses biomateriais. Mas até mesmo esses biomateriais são, por vezes, vulneráveis aos pites e corrosão em fendas em volta das roscas dos parafusos [8]. É importante salientar que a implantação de materiais diferentes no mesmo meio deve ser evitada, pois o biomaterial deve se apresentar homogêneo para o organismo. Se dois metais diferentes são implantados no mesmo local, o que é mais negativo na serie galvânica se tornará o ânodo (ou galvânica), e corrosão do biometal vai ocorrer[4]. A corrosão galvânica pode ser mais rápida que a corrosão de um único material. Corrosão por pites é um tipo de corrosão extraordinariamente localizada, pela qual, em determinados pontos da superfície no material, o meio agressivo consegue quebrar o filme passivo (camada protetora) para depois progredir em profundidade. De uma forma geral, os aços inoxidáveis austeníticos quando imersos em soluções aquosas contendo apreciáveis concentrações de íons halogênios, principalmente Cl- e Br- são susceptíveis ao ataque localizado e puntiforme (pitting corrosion). [7, 8] A adição de Mo (acima de 2%; aço AISI 316 e no Vitalium) e de níquel, reduz a incidência de corrosão por pites [8]. A corrosão intergranular é uma forma de ataque localizado na superfície metálica, na qual uma faixa estreita de material é corroída preferencialmente ao longo dos contornos de grão. Nos aços inoxidáveis austeníticos, a precipitação de fases ricas em cromo, em contornos de grão causa o aparecimento da corrosão intergranular. A atuação simultânea de meios corrosivos e tensões de tração pode acarretar a ocorrência de corrosão sob tensão em numerosos materiais. Esse tipo de corrosão diminui a vida útil do componente. Para aços inoxidáveis austeníticos, os dois íons mais indesejáveis, com respeito à corrosão sob tensão são Cl- e OH-[6]. A corrosão pode ser minimizada se durante a cirurgia evitar contato entre as ferramentas cirúrgicas e o implante e reconhecer que um metal que resiste à corrosão em um meio pode corroer em outra parte do corpo.

2.2.1          Corrosão de Outros Materiais

Titânio é tido como um metal base no contexto de series eletroquímicas; ele oferece uma resistência à corrosão superior às ligas com Cr e/ou MO mas podem sofre corrosão caso seja implantado em conjunto com o aço ou outra liga. O Vitalium (ligas de Co-Cr) assim como o titânio, são passivos no corpo humano. Eles são largamente usados em aplicações ortopédicas. Eles em geral não exibem corrosão por: pites (ocorre a formação de pontos profundos) ou esfoliação (a corrosão ocorre em diferentes camadas). Já no caso do ouro que é muito usado em restaurações dentárias, ele oferece uma performance superior e longevidade para esta biofuncionalidade. O ouro, entretanto, não pode ser usado em aplicações ortopédicas por causa da sua alta densidade, resistência insuficiente (química e mecânica), e claro, o alto custo [8].

2.3          Considerações Mecânicas

Quando se tenta restaurar uma articulação ou tratar uma fratura do osso, é perceptível que a reparação do osso deve ser feita de modo conveniente para se ter a melhor reparação possível, pois se a recolocação falhar por alguma razão, haverá mais dificuldades em restituir a junção numa segunda cirurgia, já que uma parte significativa do tecido natural foi destruído. Infelizmente, os efeitos das cargas mecânica compressivas ou tensões biomecânicas na reparação de ossos longos não são totalmente entendidos. Cargas excessivas não podem ser impostas ao implante mesmo que localmente, pois danificaria as células e/ou tecidos adjacente ao invés de aumentar sua interação ou bioadesão [8]. A Tabela 2 apresenta valores que ilustram as forças atuantes no quadril durante algumas atividades diárias. As forças aplicadas durante uma caminhada, por exemplo, variam consideravelmente em cada etapa do movimento. É importante lembrar que o atrito proveniente da movimentação nas próteses das articulações são minimizadas graças à lubrificação por um fluido sinovial viscoso [8, 10]. Análises biomecânicas deveriam ser usadas para projetar um implante melhor já que é necessário conhecer a distribuição de cargas sobre o implante, afim de determinar a sua resistência e/ou tenacidade ou ductilidade. Do ponto de vista mecânico, para o caso de um implante de articulação de cabeça de fêmur (implante permanente) suporta cargas aplicadas que variam de três a quatro vezes o peso do paciente, e a freqüência de ciclos de esforço-repouso no implante pode chegar a três milhões ao longo de um ano [5, 9, 10]. Nesses casos, a resistência à fadiga do material e as características do projeto, produção e montagem dos implantes são muito importantes. A presença de defeitos superficiais favorece a nucleação prematura de trincas de fadiga e de pontos de concentração de tensões. O crescimento das trincas é, via de regra, acelerado pelo mecanismo de corrosão, levando à falha prematura do componente por um mecanismo do tipo misto [4, 5]. O desgaste é a remoção mecânica de material pelo movimento relativo entre as superfícies de contato, e pode afetar o desempenho de próteses totais de articulação ou de conjuntos placas-parafusos.

Tabela 2: Valores médios máximos de forças atuantes no quadril durante uma série de atividades.

(Deve-se multiplicar o valor pela massa do corpo.) Kgf

Atividade

 

Caminhada (devagar)

4,9

Caminhada (normal)

4,9

Caminhada (rápida)

7,6

Subir Escadas

7,2

Descer Escadas

7,1

Subir uma rampa

5,9

Descer uma rampa

5,1

2.4          Cirurgia

Na cirurgia de implantação da prótese de quadril a cabeça femoral danificada é cortada e o canal medular do fêmur é perfurado e preparado para a inserção da haste da prótese. Um cimento acrílico, o polimetilmetacrilato (PMMA), é preparado e quando este atinge a consistência adequada, o mesmo é colocado dentro do canal medular do fêmur onde a haste femoral é, em seguida, inserida. Este cimento é utilizado para auxiliar na adesão da prótese ao osso. O componente acetabular é fixado na bacia e é similarmente cimentado. O cimento serve não somente para a fixação inicial do implante com o osso; ele também atua como um absorvedor de choques, uma vez que ele é um polímero viscoelástico [8, 9]. O cimento ósseo também ajuda expandir a carga mais uniformemente por cima de uma área maior e reduz a concentração de tensões no osso pela prótese. A interface prótese/osso é o local mais crítico com relação as falhas destas próteses cimentadas, gerando os defeitos nocivos (problemas) mais significante sobre fixação ou na substituição das próteses. Especificamente, as falhas da articulações do quadril e joelho (aqui analisados) são usualmente resultado da perda de componentes femorais, tibiais ou acetabular. Essa perda pode ser largamente dividida em mecânica e radiológica. Características inadequadas dos implantes ou do cimento ósseo e/ou técnicas cirurgias indevidas são apontados estatisticamente os principais fatores dessa perda.

3           Materiais e métodos

Nesta primeira etapa dos estudos cerca de 16 próteses defeituosas foram recolhidas em hospitais da rede pública que atendem pacientes do SUS, com o propósito de análise das falhas prematuras (inferior a 5 anos). Foram realizados ensaios destrutivos não-destrutivos nas próteses. Os ensaios destrutivos para avaliação metalográfica consistiu do seccionamento das haste desta prótese metálica, através de cortes com lubrificação adequada de modo a obter uma secção transversal da peça e uma amostra para micro-analise (EDS) da superfície das próteses. Estas amostras já devidamente cortada foram levada ao laboratório onde foram embutidas em baquelite e então, foram feitos ensaios de dureza, microscopia ótica e microscopia eletrônica de varredura nas amostras. Os ensaios não-destrutivos consistiu de uma inspeção na superfície das próteses buscando evidenciar causas e/ou possíveis defeitos que causaram as falhas das mesmas.

4           Resultados e discussão

Devido à falta de normatização nacional, os resultados estatísticos no país ainda não são bem estabelecidos, mas existe uma significativa diferença entre a durabilidade das próteses das articulações colocadas em países desenvolvidos (quase sempre muito superior a 10 anos) e as próteses colocadas aqui no Brasil (inferior, na maior parte, aos 10 anos). De uma forma geral os fabricantes ignoram questões básicas das boas práticas de fabricação, como podemos constatar na Figura 1, onde nota-se a qualidade inferior do material metálico utilizado na confecção do implante, e esta deficiência propicia com maior facilidade a degradação da peça. Também foram identificadas causas possivelmente relacionadas à polimerização do PMMA durante o ato cirúrgico, o que acarretou uma elevação da temperatura e posterior perda da biofixação da próteses devido a morte celular na interface cimento/osso, veja na Figura 2 o esquema de implantação de uma prótese cementada e na Figura 3, vê-se a presença de resíduos de PMMA encontrados na haste de uma prótese danificada removida, percebe-se que nos resíduos deste polímero apresentam pontos escuros o que caracterizam pontos de infecção, veja também na Figura 4, uma prótese de joelho a infecção está mais evidente. Estes pontos infeccionados podem ter propiciado e/ou acelerado a inutilização do implante. No decorrer do trabalho realizado, foi feito ensaio de dureza, o esquema da vista superior da amostra que foi embutida, bem como os resultados de dureza em pontos da superfície estão esquematizados da Figura 5. Os resultados de dureza mostram que o método de conformação gera tensões residuais que provavelmente tem relação as perdas prematuras.

Figura 1: Micrografia da secção pólida e atacada com reagente Kalling da base da haste de um prótese coxofemoral de aço AISI316L. A análise por EDS mostra perda de cromo devido ao processo de fabricação (sensitização). Existe um alto risco de corrosão quando o Cr é menor que do que 9% nos contornos de grãos.

Figura 2: A) Esquema de colocação de uma prótese coxofemoral cementada. B) Design de uma prótese do inicio dos anos 70. C) Design de próteses contemporâneas com PE de alta densidade e/ou cerâmica com hastes vazadas.

Figura 3: Aspecto da falha na interface cimento/osso. A fratura possivelmente teve inicio na base da haste e foi acelerada por corrosão (mecanismo triboquímico na zona de maior esforço).

Figura 4: Prótese joelho cimentada pontos escuros no PMMA possíveis focos de infecção

por onde inicio o colapso das próteses.

Figura 5: A) Micrografias de próteses coxofemorais de Ti6Al4V, onde se observa grande número de inclusões e uma corrosão superficial. B) No diagrama estão indicadas as microdurezas Vickers em regiões distintas das base das hastes.

 

5           Conclusão

A necessidade crescente e inevitável do uso das próteses, vem a estimular a pesquisa no desenvolvimento de novos biomateriais. A estrutura das próteses e sua resistência é de total importância para grandes progressos. Na segunda etapa deste estudo será feito um estudo em cima do material prioritário para produção de próteses metálicas, para a identificação de prováveis falhas e soluções que aumentem a durabilidade das próteses.

6           Agradecimentos

Agradecemos aos Hospitais São Bento de BH e Hospital Márcio Cunha de Ipatinga, ao Centro Universitário do Leste de Minas Gerais pela bolsista de Iniciação à pesquisa e em especial ao Dr. Carlos Garrido e Sr. Geraldo pelo apoio concedidos.

7           Referências

[1] KLEIN, A., FREDEL, M.C.,WENDHAUSEN, P.A.P., “Novos Materiais: Realidade e Tendências de Desenvolvimento”, Revista Nexus, maio de 2001, disponível em: <www.revistanexus.com.br>. Acesso em: 07 de fevereiro de 2004

[2] AZEVEDO, C.R.F., HIPPERT, E., “Análise de Falhas de Implantes Cirúrgicos no Brasil: a Necessidade de uma Regulamentação Adequada”, Cadernos de Saúde Pública, Rio de Janeiro, v. 18, n.5, 2002.

[3] BENTO, C.A.S., “Estudo da Interface Ti-6al-4v/TiO2 por Microscopia Eletrônica de Varredura”, Dissertação M.Sc., USP, São Carlos, 2000.

[4] POHLER, O.E.M., “Failure of Metallic Orthopaedic Implants”, In: Metals Handbook, v. 11, pp. 668-694. 9th ed., Metals Parks: ASM International, 1986.

[5] DUMBLENTON, J.H., MILLER, E.H. “Failure of Metallic Orthopaedic Implants”. In: Metals Handbook, v. 10, pp. 571-580, 8th ed., Metals Park: ASM International, 1975.

[6] PADILHA, A.F., GUEDES, L.C., Aços Inoxidáveis Austeníticos: Microestrutura e Propriedades, 1 ed., São Paulo: Hemus, 1994.

[7] NÚCLEO INOX, Guia brasileiro do Inox, O Inox, hoje e amanhã., 4 ed., São Paulo: Clip Editora Ltda, 2001.

[8] PARK, J.B., LAKES, R.S., Biomaterials: An Introduction, 2 ed., New York: Plenum Plublishing Corporation, 1992.

[9] RATHER, B.D., HOFFMAN, A.S., SCHOEN, F.J., LEMONS, J.E., Biomaterials Science: An Introduction to Materials in Medicine, Orlando: Academic Press, 1996.

[10] ASTM (AMERICAN SOCIETY FOR TESTING AND MATERIALS) F86-00 Standard Practice for Surface Preparation and Marking of Metallic Sirugical Implants, West Conshohocken, PA, 2000.