CARACTERIZAÇÃO E PROPRIEDADES MECÂNICAS DE PRÓTESES PARA QUADRIL

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1 INSTITUTO MILITAR DE ENGENHARIA FÁBIO SILVA DE OLIVEIRA CARACTERIZAÇÃO E PROPRIEDADES MECÂNICAS DE PRÓTESES PARA QUADRIL Dissertação de mestrado apresentada ao Curso de Mestrado em Ciência dos Materiais do Instituto Militar de Engenharia, como requisito parcial para a obtenção do título de Mestre em Ciências em Ciência dos Materiais. Orientador: Carlos Nelson Elias D.C. Rio de Janeiro 2013

2 C2013 INSTITUTO MILITAR DE ENGENHARIA Praça General Tibúrcio, 80 Praia Vermelha Rio de Janeiro RJ CEP: Este exemplar é de propriedade do Instituto Militar de Engenharia, que poderá incluí-lo em base de dados, armazenar em computador, microfilmar ou adotar qualquer forma de arquivamento. É permitida a menção, reprodução parcial ou integral e a transmissão entre bibliotecas deste trabalho, sem modificação de seu texto, em qualquer meio que esteja ou venha a ser fixado, para pesquisa acadêmica, comentários e citações, desde que sem finalidade comercial e que seja feita a referência bibliográfica completa. Os conceitos expressos neste trabalho são de responsabilidade do autor e dos orientadores. XXX.XXX Oliveira, Fábio Silva de Oliveira YYYy Caracterização e Propriedades Mecânicas de Próteses para Quadril / Fábio Silva de Oliveira; orientado por Carlos Nelson Elias - Rio de Janeiro: Instituto Militar de Engenharia, p.: il. Dissertação: (Mestrado) Instituto Militar de Engenharia. Rio de Janeiro, Ciência dos Materiais. 2. Próteses para quadril 3. Aço ASTM F Caracterização e propriedades mecânicas I. Elias, Carlos Nelson. Título. IV. Instituto Militar de Engenharia. CDD XXX.XXX 2

3 INSTITUTO MILITAR DE ENGENHARIA FÁBIO SILVA DE OLIVEIRA CARACTERIZAÇÃO E PROPRIEDADES MECÂNICAS DE PRÓTESES PARA QUADRIL Dissertação de Mestrado apresentada ao Programa de Pós-Graduação em Ciência dos Materiais do Instituto Militar de Engenharia, como requisito parcial para a obtenção do título de Mestre em Ciências em Ciência dos Materiais. Orientador: Prof. Carlos Nelson Elias D.C. Aprovada em 25 de junho pela seguinte Banca Examinadora: Prof. Carlos Nelson Elias D.C., do IME Presidente Prof. Cláudio Rios Maria D.C., do IME Prof. Paulo César Dahia Ducos D.C., da UGF Rio de Janeiro 3

4 2013 A minha esposa Fernanda Menezes e a minha filha Ana Beatriz pelo amor, apoio e dedicação. 4

5 AGRADECIMENTOS Expresso minha eterna gratidão a todos que tornaram possível esta vitória e em particular: A Deus, pela minha vida. À minha esposa Fernanda Menezes e a minha filha Ana Beatriz, meus alicerces, pelo suporte, ânimo e apoio a mim concedidos. Obrigado por tudo! Amo vocês! À minha mãe Wilma pela educação que me foi dada. Ao meu orientador Prof. Elias pelo tratamento paciente e educado. À banca examinadora pela correção e julgamento da dissertação. Aos demais professores do curso de Ciência de Materiais do IME, pelos conhecimentos e ensinamentos passados. À minha grande amiga-irmã Janaína Dallas pelo apoio e amizade de sempre. Ao Instituto Nacional de Tecnologia (INT) pelo apoio para a realização do curso de mestrado. Ao Sr. Ibrahim Abud, chefe da Divisão de Ensaios em Materiais e Produtos do INT pelo apoio e colaboração. À Divisão de Química Analítica do INT, pela utilização do GDS. À Divisão de Corrosão do INT, pelos ensaios de corrosão. Aos colegas do Instituto Nacional de Tecnologia: Renata, Carlos, Hugo, Rafael, Tatiana, Edvan, Cássio, Lisiane, Luana, Fernanda, Weber, Gláucia, Alex, Nilton. Sem vocês não seria possível a realização dessa dissertação. Obrigado! Aos colegas do IME, em especial, Anelise, Jheison, Bruna, Daniele, Daniel, pela troca de experiências e apoio mútuo. Aos servidores civis do IME Leonardo e Heloísa por todo trabalho a mim prestado. Ao Instituto Militar de Engenharia pela manutenção da excelência do curso de pós graduação de Ciências dos Materiais. À empresa Incomepe (Cotia/SP) pela doação do material para realização desse trabalho. 5

6 SUMÁRIO LISTA DE ILUSTRAÇÕES... 8 LISTA DE TABELAS LISTA DE ABREVIATURAS E SÍMBOLOS LISTA DE SIGLAS INTRODUÇÃO Motivação para a pesquisa Escolha do tema Objetivo da pesquisa Organização do trabalho REVISÃO BIBLIOGRÁFICA Biomateriais...Erro! Indicador não definido Biomateriais metálicos...erro! Indicador não definido Aços inoxidáveis...erro! Indicador não definido Microestrutura...Erro! Indicador não definido Propriedades mecânicas Resistência à fadiga Resistência à corrosão Aço AISI 316L X aço ASTM F Artroplastia total de quadril (ATQ) Próteses e suas características Tipos de hastes e cabeças femorais mais utilizadaserro! Indicador não definido.2 3. MATERIAIS E MÉTODOS Materiais...Erro! Indicador não definido Caracterização microestrutural...erro! Indicador não definido Microscopia óptica Tamanho de grão

7 3.2.3 Teor de inclusões Difração de raios X Espectroscopia de energia dispersiva Análise química Espectrometria Propriedades mecânicas Dureza Brinell Dureza Rockwell Microdureza Vickers Resistência à fadiga e à fadiga-corrosão Ensaios de corrosão Corrosão por imersão Corrosão por polarização RESULTADOS E DISCUSSÃO Microscopia óptica Tamanho de grão Teor de inclusões...erro! Indicador não definido Difração de raios X Análise química Dureza Brinell Dureza Rockwell Microdureza Vickers Resistência à fadiga Resistência à fadiga-corrosão Corrosão por imersão Corrosão por polarização CONCLUSÕES SUGESTÕES PARA TRABALHOS FUTUROS REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS

8 LISTA DE ILUSTRAÇÕES FIG. 2.1 Exemplos de implantes temporários: (a) placas de compressão para pequenos fragmentos e (b) sistema de fixação para coluna (Ortosíntese, 2010)....Erro! Indicador não definido.1 FIG. 2.2 Exemplo de implantes permanentes: (a) próteses de quadril tipo Muller e (b) próteses de quadril tipo Moore e Thompsom (Ortosíntese, 2010).Erro! Indicador não definido.1 FIG. 2.3 Diagrama esquemático das articulações da bacia humana e dos componentes adjacentes do esqueleto (CALLISTER, 2002)...Erro! Indicador não definido.9 FIG. 2.4 Representação esquemática da artroplastia total de quadril (fonte: 30 FIG. 2.5 Haste femoral não modular cimentada Charnley primária/revisão (Baumer, 2012)...Erro! Indicador não definido.1 FIG. 2.6 Haste femoral modular cimentada Muller primária (Baumer, 2012)...Erro! Indicador não definido. FIG. 2.7 Haste femoral modular cimentada Thompson primária (Baumer, 2012)...Erro! Indicador não definido. FIG. 2.8 Haste femoral modular não cimentada CO-10 primária/revisão (Baumer, 2012)...Erro! Indicador não definido.2 FIG. 2.9 Haste femoral modular não cimentada Maxxi revisão (Baumer, 2012)Erro! Indicador não definido.3 FIG Haste femoral modular cimentada Alpha primária (Baumer, 2012)...Erro! Indicador não definido.3 FIG Haste femoral modular cimentada Alpha revisão (Baumer, 2012) FIG Cabeça femoral bipolar (Baumer, 2012) FIG Cabeça femoral modular (Baumer, 2012) FIG Cabeça femoral monopolar (Baumer, 2012) FIG. 3.1 Placa (A), cabeça tipo Thompson com tarugo passante soldada em um furo (B) e cabeça tipo Thompson com tarugo passante soldada em dois furos (C)

9 FIG. 3.2 Corpos de prova após embutimento, lixamento e ataque metalográfico (A lateral da placa; B superfície da placa; C - cabeça tipo Thompson com tarugo passante em dois furos) FIG. 3.3 Cabeça tipo Thompson, com tarugo passante, soldado em um ponto, adaptada em suporte universal para ensaios de fadiga FIG. 3.4 Cabeça tipo Thompson, com tarugo passante, soldado em um ponto, adaptada em suporte universal para ensaios de fadiga em meio corrosivo FIG. 3.5 Cabeça tipo Thompson, com tarugo passante, soldado em um ponto, adaptada em suporte universal para ensaios de fadiga em meio corrosivo (ensaio montado) FIG. 3.6 Remoção dos produtos de corrosão dos corpos de prova, após ensaio de corrosão por imersão FIG. 4.1 Microestrutura da seção transversal da placa de aço ASTM F138 (aumento de 500X) FIG. 4.2 Microestrutura da seção longitudinal da placa de aço ASTM F138 (aumento de 500X) FIG. 4.3 Microestrutura de uma placa de aço ASTM F138 com tamanho de grão homogêneo (aumento de 100X) FIG. 4.4 Microestrutura com tamanho de grão homogêneo de uma cabeça femoral tipo Thompson, soldada em dois furos. Aço ASTM F138 (aumento de 100X) FIG. 4.5 Microestrutura da ZTA de uma cabeça femoral tipo Thompson, soldada em dois furos. Aço ASTM F138 (aumento de 100X) FIG. 4.6 Microestrutura da ZTA de uma cabeça femoral tipo Thompson, soldada em dois furos. Aço ASTM F138 (aumento de 50X) FIG. 4.7 Micrografia do centro de um CP de cabeça femoral tipo Thompson, soldada em dois furos. Aço ASTM F138 (MEV) FIG. 4.8 Micrografia da ZTA de um CP de cabeça femoral tipo Thompson, soldada em dois furos. Aço ASTM F138 (MEV) FIG. 4.9 Micrografia que mostra diversas inclusões no centro de um CP de cabeça femoral tipo Thompson, soldada em dois furos. Aço ASTM F138 (aumento 100X)

10 FIG Micrografia que mostra diversas inclusões na zona termicamente afetada de um CP de cabeça femoral tipo Thompson, soldada em dois furos. Aço ASTM F138 (aumento 100X) FIG Espectro de difração de raios X do Aço ASTM F FIG Diagrama tipo Schaeffler. Estimativa de uma matriz austenítica para o Aço ASTM F138 estudado FIG Fig Corpo de prova após ensaio de fadiga ao ar. Detalhamento da cabeça e do tarugo passante. Aço ASTM F138 (MEV) FIG Corpo de prova após ensaio de fadiga ao ar. Início da formação das trincas (nucleação). Aço ASTM F138 (MEV) FIG Corpo de prova após ensaio de fadiga ao ar. Trincas de tamanhos diversos. Aço ASTM F138 (MEV) FIG Corpo de prova após ensaio de fadiga em solução. Detalhamento da cabeça e do tarugo passante. Aço ASTM F138 (MEV) FIG Corpo de prova após ensaio de fadiga em solução. Formação de poucas trincas. Aço ASTM F138 (MEV) FIG Corpo de prova após ensaio de fadiga em solução. Formação de produtos de corrosão. Aço ASTM F138 (MEV) FIG EDS do ponto de corrosão. Aço ASTM F138 (MEV) FIG Corpo de prova após ensaio de corrosão por imersão. Ausência de produtos de corrosão. Aço ASTM F138 (aumento 25X) FIG Comparativo entre as curvas de polarização dos CP s retirados de uma das placas redondas. Temperatura ambiente e à 36º C. Aço ASTM F FIG Comparativo entre as curvas de polarização dos CP s retirados de uma das cabeças femorais tipo Thompson. Temperatura ambiente e à 36º C. Aço ASTM F Erro! Indicador não definido.0 FIG Verificação da presença de grande quantidade de pites de corrosão nos CP s retirados de uma das cabeças femorais tipo Thompson. Ensaio realizado à 36º C. Aço ASTM F138 (MEV)..Erro! Indicador não definido.2 10

11 FIG Pites de corrosão em avançado estágio de crescimento nos CP s retirados de uma das cabeças femorais tipo Thompson. Ensaio realizado à 36º C. Aço ASTM F138 (MEV)....Erro! Indicador não definido.3 FIG Medidas de um dos pites de corrosão nos CP s retirados de uma das cabeças femorais tipo Thompson. Ensaio realizado à 36º C. Aço ASTM F138 (MEV)....Erro! Indicador não definido.3 FIG Medidas de um dos pites de corrosão nos CP s retirados de uma das cabeças femorais tipo Thompson. Ensaio realizado à 36º C. Aço ASTM F138 (MEV).....Erro! Indicador não definido.4 11

12 LISTA DE TABELAS TAB. 2.1 Comparação dos valores de módulo de elasticidade e densidade do osso cortical com alguns biomateriais metálicos (Black, 1998).Erro! Indicador não definido.2 TAB. 2.2 Composição (%) dos aços inoxidáveis AISI 316L e ASTM F138 (GAM, 2011) TAB. 3.1 Classificação da taxa de corrosão uniforme.erro! Indicador não definido. TAB. 4.1 Valor médio do tamanho de grão TAB. 4.2 Teores de inclusão TAB. 4.3 Composição química TAB. 4.4 Resultado da dureza Brinell TAB. 4.5 Resultado da dureza Rockwell...Erro! Indicador não definido. TAB. 4.6 Resultado da microdureza Vickers TAB. 4.7 Resultado da taxa de corrosão (Tc) TAB. 4.8 Resultados de potencial de corrosão (Ecorr) e densidade de corrente (icorr) obtidos nos ensaio de polarização TAB. 4.9 Resultados de potencial de passivação (E pass ), densidade de corrente de passivação (i pass ) e potencial transpassivo (E t ) obtidos nos ensaio de polarização

13 LISTA DE ABREVIATURAS E SÍMBOLOS ABREVIATURAS CP corpo de prova F PITE fator de resistência à corrosão por pites ph potencial hidrogeniônico SÍMBOLOS GPa giga Pascal g/cm 3 gramas por centímetros cúbicos p/p peso por peso mm milímetro cm centímetro PA pro análise ml mililitro L litro µm micrômetro mm 2 milímetro quadrado Å Angstrom λ comprimento de onda kgf quilograma força N Newton kn quilo Newton g grama Hz hertz R razão de carregamento ºC grau Celsius mm/ano milímitros por ano M c variação de massa para corrosão ρ densidade t tempo 13

14 A área T c taxa de corrosão ma/cm 2 miliampere por centímetro quadrado δ delta Cr eq cromo equivalente Ni eq níquel equivalente mv milivolt mv/s milivolt por segundo 14

15 LISTA DE SIGLAS ASTM American Society for Testing and Materials F-138 Standard Specification for Wrought 18Chromium-14Nickel- 2.5Molybdenum Stainless Steel Bar and Wire for Surgical Implants F-136 Standard Specification for Wrought Titanium-6Aluminum- 4Vanadium ELI (Extra Low Interstitial) Alloy for Surgical Implant Applications ABNT Associação Brasileira de Normas Técnicas NBR Norma Brasileira ISO International Organization for Standardization AISI American Iron and Steel Institute 316L Stainless Steel IME Instituto Militar de Engenharia INT Instituto Nacional de Tecnologia PRE Pitting Resistance Equivalent ATQ Artroplastia Total de Quadril EDS Espectroscopia de energia dispersiva GDS Glow Discharge Expectrometer NACE The Corrosion Society ZTA Zona termicamente afetada MEV Microscópio eletrônico de varredura 15

16 RESUMO Um grande número de ligas metálicas apresenta comportamento satisfatório quando usadas na fabricação de implantes, sejam eles temporários ou permanentes. Entre os biomateriais metálicos, o aço inoxidável ASTM F138 tem sido utilizado devido às suas propriedades mecânicas adequadas e razoável resistência à corrosão, além de boa usinabilidade e principalmente ao custo relativamente baixo. Esta dissertação teve o propósito de caracterizar e verificar as propriedades mecânicas de cabeças femorais para próteses de quadril, fabricadas em aço ASTM F138 produzidas pela empresa nacional Incomepe (Cotia, SP). Foram realizados os ensaios de caracterização da microestrutura a partir da observação por microscopia óptica e microscopia eletrônica de varredura, verificação da composição química pela técnica de espectrometria de GDS, teor de inclusões, tamanho de grão, difração de raios X, dureza Brinell, dureza Rockwell, microdureza Vickers, resistência à fadiga e à fadiga-corrosão, além de ensaios de corrosão por imersão e corrosão por polarização. Os resultados obtidos revelaram que o material estudado encontra-se não conforme para os ensaios de teor de inclusões e para o ensaio de corrosão por polarização, onde se verificou uma grande quantidade de pites de corrosão. A análise da composição química da liga de aço mostrou que o teor de cromo encontra-se abaixo do valor mínimo estabelecido para o material. Tais resultados devem ser levados em consideração no tocante a possibilidade da ocorrência de fraturas catastróficas em implantes ortopédicos. 16

17 ABSTRACT A large number of metal alloys provides satisfactory performance when used to manufacture implants, be they temporary or permanent. Among the metallic biomaterials, stainless steel ASTM F138 has been widely used due to their mechanical properties and reasonable corrosion resistance, and good machinability and the mostly relatively low cost. This dissertation aimed to characterize and verify the mechanical properties of femoral heads for hip prostheses, made of ASTM F138 produced by national company Incomepe (Cotia, SP). The following tests were performed: characterization of the microstructure from the observation by optical microscopy and scanning electron microscopy, check the chemical composition by spectrometry technique GDS content inclusions, grain size, X-ray diffraction, Brinell hardness, toughness Rockwell, Vickers hardness, fatigue resistance and corrosionfatigue, and immersion corrosion tests and corrosion polarization. The results show that the studied material is nonconforming for testing content and inclusions for the corrosion test for bias, where there was a lot of pitting corrosion. The chemical composition of the steel alloy showed that the chromium content is below the minimum value for the material. These results should be taken into consideration regarding the possibility of the occurrence of catastrophic fractures in orthopedic implants. 17

18 1 INTRODUÇÃO 1.1 MOTIVAÇÃO PARA A PESQUISA Com o aumento da expectativa de vida nas últimas décadas, aumento da população, crescimento no número de acidentes e casos de doenças, a necessidade da substituição parcial ou total de algumas partes do corpo humano aumentou significativamente. Para atender a essa demanda, que cresce de 5 a 15% ao ano, é necessário o desenvolvimento de novos biomateriais e de técnicas cirúrgicas avançadas. A capacidade de recuperar ou substituir partes danificadas do corpo tem melhorado a qualidade de vida de milhões de pessoas. Os implantes ortopédicos são dispositivos que substituem, parcial ou totalmente, as funções de parte do corpo humano. Alguns implantes, chamados temporários (as placas e parafusos estabilizadores de fratura, por exemplo), desempenham suas funções por um período pré-estabelecido, até que ocorra a recuperação do osso danificado e o implante possa ser removido. Outros implantes, chamados permanentes, como os para substituição de articulações do corpo humano (por exemplo a prótese total de quadril) precisam desempenhar suas funções pelo resto da vida do paciente (GIORDANI et al, 2007). Uma vez implantados, os biomateriais, necessariamente, entram em contato com os fluidos corpóreos. Esses fluidos, aparentemente inofensivos, conseguem ao longo do tempo degradar significativamente a maioria dos materiais de considerável inércia química (BOSCHI, 1995). Adicionalmente, grande parte dos implantes ortopédicos é submetida a esforços estáticos e/ou cíclicos, muitas vezes de magnitudes relevantes. Isso ocorre principalmente com implantes utilizados nas extremidades inferiores do corpo humano. Com base nestes dados verificou-se a necessidade de caracterizar as propriedades mecânicas e a resist~encia a corrosão da prótese de quadril. 18

19 1.2 ESCOLHA DO TEMA A combinação de elevada resistência mecânica e baixa degradação pela ação do meio fisiológico, isoladamente ou em combinação com esforços mecânicos cíclicos e/ou estáticos, fazem de alguns materiais metálicos os preferidos para a fabricação de implantes ortopédicos. Entre os biomateriais metálicos, o aço inoxidável ASTM F 138 tem sido bastante utilizado devido às suas propriedades mecânicas adequadas e razoável resistência à corrosão, além de boa usinabilidade e principalmente ao custo relativamente baixo (GIORDANI, FERREIRA e BALANCIN, 2007; SINGH e DAHOTRE, 2005). De acordo com o exposto, o material utilizado nesta dissertação foi o aço inoxidável austenítico ASTM F OBJETIVO DA PESQUISA O objetivo principal deste estudo é avaliar as propriedades mecânicas e de corrosão de cabeças femorais para próteses de quadril, fabricadas em aço austenítico ASTM F138. Os ensaios foram realizados nos laboratórios do Instituto Militar de Engenharia (IME) e do Instituto Nacional de Tecnologia (INT). 1.4 ORGANIZAÇÃO DO TRABALHO No capítulo 2, é apresentada uma revisão bibliográfica sobre os principais temas relacionados ao objetivo principal como biomateriais, aços inoxidáveis e os tipos de implantes ortopédicos para quadril. No capítulo 3 são apresentados os materiais e métodos utilizados, dentre eles a descrição do material utilizado, dos ensaios e da metodologia adotada para verificação da microestrutura e das propriedades mecânicas do ASTM F138 utilizado como material para a dissertação. Os resultados e discussão dos ensaios são apresentados no capítulo 4. O capítulo 5 traz as conclusões obtidas com o estudo realizado nesta dissertação. 19

20 2 REVISÃO BIBLIOGRÁFICA 2.1 BIOMATERIAIS Existem várias definições de biomateriais. Uma definição mais abrangente e mais aceita pela comunidade foi apresentada por Williams (WILLIAMS, 1987): Biomateriais são substâncias, exceto drogas e fármacos, ou combinação de substâncias, de origens sintéticas ou naturais, que podem ser usados por qualquer período de tempo, como parte ou como o todo de sistemas, para tratar, aumentar ou substituir quaisquer tecidos, órgãos ou função do corpo. Uma definição importante é a da biocompatibilidade com o organismo, podendo ser definida como a capacidade do material ter uma resposta favorável numa aplicação específica, com o mínimo de reações alérgicas, inflamatórias ou tóxicas, quando em contato com os tecidos vivos ou fluidos orgânicos (HENCH, 1998). A área de biomateriais engloba o conhecimento e a colaboração de diversas especialidades, desde o comportamento mecânico até as funções biológicas. A evolução atual dos biomateriais depende dos avanços tecnológicos, da biotecnologia e da ciência dos materiais BIOMATERIAIS METÁLICOS Os implantes ortopédicos podem ser divididos em duas categorias: implantes temporários para fixação de fraturas e implantes permanentes para substituição de partes do corpo humano (ALVES et al, 2004). Os implantes temporários são usados para fixar as fraturas por um período preestabelecido, até que ocorra a recuperação do membro danificado e eles possam ser retirados. As placas de compressão, parafusos, arames, pinos e hastes intramedulares para correção de ossos fraturados são exemplos de implantes temporários (Figura 2.1). Os implantes para aplicações ortopédicas permanentes precisam ter a sua qualidade assegurada para atuar por longos períodos, sem perder sua funcionalidade, evitando problemas que possam 20

21 causar danos à vida do paciente. Alguns exemplos destes implantes são as próteses de quadril, joelho, ombro, cotovelo e pulso (Figura 2.2). (a) (b) FIG. 2.1 Exemplos de implantes temporários: (a) placas de compressão para pequenos fragmentos e (b) sistema de fixação para coluna (Ortosíntese, 2010). (a) (b) FIG. 2.2 Exemplos de implantes permanentes: (a) próteses de quadril tipo Muller e (b) próteses de quadril tipo Moore e Thompsom (Ortosíntese, 2010). Um grande número de ligas metálicas apresenta comportamento satisfatório quando usados na fabricação de implantes. Entre elas, destacam-se as ligas de cobalto-cromo, o titânio puro e as ligas de titânio, às quais são mais resistentes à 21

22 corrosão e são usados principalmente na confecção de próteses permanentes (NIINOMI, 2002). O titânio e suas ligas também têm a vantagem de possuir densidade e módulo de elasticidade relativamente baixo em relação aos outros biomateriais metálicos (Tabela 2.1). Porém, o alto custo e a baixa usinabilidade destas ligas constituem desvantagens importantes a serem consideradas no projeto de um dispositivo ortopédico. Tabela 2.1 Comparação dos valores de módulo de elasticidade e densidade do osso cortical com alguns biomateriais metálicos (Black, 1998). Material Módulo de Elasticidade Densidade (GPa) (g/cm3) Osso cortical 7 25 ~ 2 Co-Cr-Mo 230 ~ 8,5 Aço ASTM F ~ 8 Ti-6Al-4V 106 ~ 4,5 Entre os biomateriais metálicos, destaca-se o aço inoxidável ASTM F 138 devido às suas propriedades mecânicas adequadas e razoável resistência à corrosão, além de boa usinabilidade e principalmente ao custo relativamente baixo (GIORDANI, FERREIRA e BALANCIN, 2007; SINGH e DAHOTRE, 2005) AÇOS INOXIDÁVEIS Segundo a norma ASTM F138:2008, o aço inoxidável para implantes deve possuir estrutura austenítica, pois tal estrutura oferece maior resistência à corrosão. Ela pode ser obtida pela adição de níquel ao ferro para provocar a expansão do campo da fase austenítica, tornando a austenita estável até temperaturas abaixo da ambiente. Este aço não é endurecível por tratamento térmico mas, pode ser endurecido por trabalho a frio. Este grupo de aço é não magnético. O aço inoxidável, passivado ao ar, tem sua passividade destruída por íons cloretos em pontos ou áreas 22

23 localizados, provocando a corrosão por pites nesses pontos (GENTIL, 1996). Por esse motivo, adiciona-se molibdênio à liga do aço inoxidável o que permite a formação de uma camada passiva mais resistente (PARK, 1992). Aços inoxidáveis utilizados em produtos implantáveis devem ter propriedades mecânicas e físicas adequadas, tais como alta resistência mecânica, baixo teor de impurezas e baixa permeabilidade magnética. Além disso, devem possuir considerável resistência à corrosão quando expostos aos fluidos corpóreos (GAM, 2011) MICROESTRUTURA De acordo com a norma NBR ISO :2008, implantes de aço inoxidável devem conter uma única fase de microestrutura austenítica. As normas para implantes especificam que a microestrutura não deve conter ferrita delta quando examinada com 100x de ampliação. A ferrita delta é uma fase secundária inaceitável em implantes ortopédicos por causa da menor resistência à corrosão quando comparada à matriz austenítica. Além disso, a ferrita delta é ferro-magnética o que aumenta a permeabilidade magnética do aço inoxidável. O tamanho de grão deve ser menor ou igual a 5. Um grão fino é desejável por oferecer uma boa combinação entre as propriedades de fadiga e resistência à tração (DISEGI, 2000) PROPRIEDADES MECÂNICAS É necessário que as propriedades mecânicas não se alterem durante um período prolongado de uso. As propriedades mecânicas básicas como o limite de resistência á tração (LR), limite de escoamento (LE), ductilidade (εt) e dureza (HB e HR) devem ser valores adequados e definidos nas normas técnicas para aplicações ortopédicas. Os metais e as ligas metálicas quando recozidos apresentam menor 23

24 resistência mecânica e melhor usinabilidade. Certos aços inoxidáveis austeníticos apresentam maior resistência e dureza por meio de trabalho a frio sendo geralmente utilizados na fabricação de parafusos e chapas RESISTÊNCIA À FADIGA A resistência à fadiga é uma propriedade importante que os materiais usados na fabricação de próteses devem apresentar. A ruptura por fadiga começa a partir de uma trinca (nucleação) ou pequena falha superficial, que se propaga ampliando seu tamanho, devido às solicitações cíclicas. Quando a trinca aumenta de tamanho, o suficiente para que o restante do material não suporte mais a carga que está sendo aplicada, a peça se rompe catastroficamente. Os resultados do ensaio de fadiga são apresentados geralmente em curvas S-N (tensão x número de ciclos). As cargas solicitantes cíclicas são geralmente classificadas em três categorias, isto é, carga estática, cujo valor permanece constante ao longo do tempo ou apresenta variação tão lenta que seu efeito pode ser considerado desprezível; carga repetida, cujo valor varia periodicamente, entre um máximo e zero; carga alternada (ou cíclica pura), cujo valor varia periodicamente, entre valores máximos e mínimos, os quais podem ou não serem simétricos em relação ao eixo do tempo. O caso geral de carga oscilante é a combinação da carga estática com a carga alternante e é chamada de carga flutuante (FONTANA, 2004) RESISTÊNCIA À CORROSÃO A resistência à corrosão é um parâmetro fundamental para a escolha de uma liga metálica utilizada na fabricação de um produto implantável, uma vez que os fluídos biológicos presentes no corpo humano possuem alto poder corrosivo. A corrosão de uma peça metálica implantada pode trazer complicações clínicas para o paciente, dentre eles a quebra do implante e a liberação de íons metálicos 24

25 indesejáveis ao organismo. No segundo caso, o produto da corrosão do implante pode causar mudanças na histologia do tecido local, tanto por efeitos tóxicos diretos quanto por uma hipersensibilidade local. Níquel, cobalto e cromo, elementos químicos conhecidos causadores de alergias, podem ocasionar respostas biológicas adversas nos tecidos próximos ao implante, levando até mesmo à perda de uma parte da articulação implantada (GAM, 2011). A elevada resistência à corrosão dos aços inoxidáveis se deve, principalmente, ao seu elevado teor de cromo (acima de 11%). O cromo presente na superfície do metal reage com o oxigênio e forma uma fina camada de óxido de cromo (Cr 2 O 3 ). A camada de óxido é denominada camada de passivação e confere proteção contra agentes corrosivos do meio, como os íons cloretos presentes no sangue e nos fluídos corpóreos. A formação de uma camada muito delgada, bem como a presença de impurezas no aço, são fatores que contribuem para a dissolução da película de óxido de cromo em pontos específicos da superfície do material, tornando-o susceptível a diferentes tipos de corrosão (ARAUJO, 2004). Durante o processo de fabricação do aço, a adição de molibdênio, em teores acima de 2%, permite a formação de uma camada de passivação mais resistente a meios salinos agressivos. Aliado a isso, um baixo teor de carbono também inibe a corrosão pois, na presença de molibdênio, o carbono tende a reagir e formar carbonetos de cromo, os quais tendem a precipitar nos contornos de grão e enfraquecer a camada de passivação do metal (GAM, 2011). Um dos tipos mais frequentes de corrosão em aços é a corrosão por pites (GENTIL, 2011). O início de um pite ocorre quando um processo de destruição química expõe um discreto ponto da superfície do implante aos íons cloreto. Não se sabe ao certo onde os pites começam, mas algumas possíveis localizações estão junto a composição heterogênea do material superficial (inclusões), riscos ou alguns lugares onde existe variação do meio onde o material se encontra (KURGER, 1983). Ocorre a propagação do pite quando a repassivação não é suficiente para prevenir a produção de uma alta concentração local de íons metálicos produzidos pela dissolução, junto ao seu ponto inicial. Outros dois tipos importantes de corrosão são a corrosão sob tensão (Stress Corrosion Cracking) e corrosão conjugada à fadiga (Corrosion Fatigue) (PASCHOAL, 1998). A corrosão sob tensão (SCC) é uma forma de corrosão 25