IMPLANTES ORTODÔNTICOS DE AÇO INOXIDÁVEL

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1 MINISTÉRIO DA DEFESA EXÉRCITO BRASILEIRO DEPARTAMENTO DE CIÊNCIA E TECNOLOGIA INSTITUTO MILITAR DE ENGENHARIA CURSO DE DOUTORADO EM CIÊNCIA DOS MATERIAIS ÂNGELA CARDOSO DALVI IMPLANTES ORTODÔNTICOS DE AÇO INOXIDÁVEL Rio de Janeiro 2014

2 INSTITUTO MILITAR DE ENGENHARIA ÂNGELA CARDOSO DALVI IMPLANTES ORTODÔNTICOS DE AÇO INOXIDÁVEL Tese de Doutorado apresentada ao Programa de Pós-Graduação em Ciência dos Materiais do Instituto Militar de Engenharia, como requisito parcial para a obtenção do título de Doutor em Ciência dos Materiais. Orientador: Prof. Carlos Nelson Elias, D. C. Rio de Janeiro 2014

3 C2014 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. xxxx Dalvi,Ângela Cardoso. Implantes Ortodônticos de aço inoxidável / Ângela Cardoso Dalvi; orientada por Carlos Nelson Elias. Rio de Janeiro: Instituto Militar de Engenharia, p.: il. Tese (doutorado) Instituto Militar de Engenharia. - Rio de Janeiro Ciências dos materiais teses e dissertações. 2. Implantes ortodônticos. 3. Propriedades mecânicas. I. Elias, Carlos Nelson. II Título. III. Instituto Militar de Engenharia.

4 ÂNGELA CARDOSO DALVI IMPLANTES ORTODÔNTICOS DE AÇO INOXIDÁVEL Tese de Doutorado apresentada ao Programa de Pós-Graduação em Ciência dos Materiais do Instituto Militar de Engenharia, como requisito parcial para a obtenção do título de Mestre em Ciência dos Materiais. Orientador: Prof. Carlos Nelson Elias, D.C. Aprovada em de de 20 pela seguinte Banca Examinadora: Prof. Carlos Nelson Elias D.C. do IME Presidente Prof. Marcelo Henrique Prado da Silva D.C. IME Prof. Sérgio Neves Monteiro Ph.D IME Prof a. Ivani de Souza Bott Ph.D. PUC Prof. Gláucio Serra Guimarães D.C. UFF Rio de Janeiro

5 Dedico este trabalho à minha família, cujo apoio, amor e incentivo foram fundamentais para a conclusão do Doutorado. 3

6 AGRADECIMENTOS Ao meu orientador, Prof. Carlos Nelson Elias, pelo incentivo, apoio e orientação constantes. À Empresa Conexão Sistema e Prótese, por fornecer os implantes ortodônticos para este trabalho. Ao Instituto Nacional de Tecnologia; ao Laboratório de Ensaios Não Destrutivos, Corrosão e Soldagem - LNDC/COPPE/UFRJ; ao Laboratório de Biologia do Desenvolvimento e Tumorigênese no Departamento de Morfologia do Centro de Ciências da Saúde/UFES; e ao Instituto de Biologia Roberto Alcantara Gomes, na UERJ; por permitirem realizar ensaios e análises fundamentais para a elaboração deste trabalho. Aos meus pais, pelo amor e carinho dispensados constantemente a mim. Aos meus irmãos Mônica e Vinícius, pelo apoio e companheirismo. Ao Luiz Felipe e Luigi, pelo amor e cuidado. Ao Hector Borja e aos técnicos de laboratório Joel, Leonardo, Lemos, Danilo e Wellington, pela ajuda inestimável na realização dos ensaios. Às professoras Suzana Lousada Dias e Letícia Nogueira da Gama de Souza Bautz, por me orientarem e se mostrarem sempre disponíveis às minhas necessidades. A todos os professores do IME, sempre atenciosos e disponíveis, pelos ensinamentos fundamentais para a realização deste trabalho. Ao veterinário Cadu, a zootecnista Mariana e ao técnico Domingos, pela ajuda indispensável. Aos meus colegas e amigos de pós-graduação do IME, Heraldo, Celso, Viviane, Cíntia, Victor, Fábio, Janaína, Letícia e Daniel, pelos bons momentos de convívio e cooperação ao longo do curso. À CAPES pela concessão da bolsa. 4

7 Por veze sentimos que aquilo que fazemos não é senão uma gota de água no mar. Mas o mar seria menor se lhe faltasse uma gota. Madre Tereza de Calcutá 5

8 SUMÁRIO 1 INTRODUÇÃO OBJETIVO REVISÃO DE LITERATURA Implantes ortodônticos Fabricação dos implantes ortodônticos Macroestrutura dos implantes ortodônticos Cabeça Perfil transmucoso Rosca ativa Superfície dos implantes ortodônticos Propriedades mecânicas dos implantes ortodônticos Instalação dos implantes ortodônticos Verificação da estabilidade primária Carregamento do sistema Fratura dos implantes ortodônticos Remoção dos implantes ortodônticos Titânio e suas ligas Liga de Ti-6Al-4V Aço inoxidável austenítico Aço austenítico F Corrosão de implantes ortodônticos Liberação de íons metálicos MATERIAIS E MÉTODOS Delineamento experimental Caracterização do material (aço F138) Difração de raios X Análise metalográfica Usinagem dos implantes ortodônticos Testes in vivo em coelhos Inserção dos implantes ortodônticos

9 4.4.2 Análise de íons metálicos no sangue e urina Remoção dos implantes ortodônticos Análise de osso/ implantes ortodônticos no MEV Preparação de lâminas histológicas Testes in vitro Inserção e remoção de implantes ortodônticos em osso artificial Fratura de implantes ortodônticos Corrosão do aço F Acabamento superficial com polimento mecânico Tratamneto químico da superfície Curva de polarização RESULTADOS E DISCUSSÃO Testes in vivo Torque de inserção e remoção de implantes ortodônticos Morfologia da superfície dos implantes Análise dos íons metálicos nos coelhos Análise no MEV da interface osso/implante ortodôntico Análise das lâminas histológicas Testes in vitro Torque de inserção e remoção de implantes ortodônticos Fratura dos implantes ortodônticos Ensaios de corrosão CONCLUSÕES REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS ANEXOS ANEXO 1: Certificado do Comitê de Ética para o cuidado de animais experimentais... Erro! Indicador não definido.101 7

10 RESUMO Os implantes ortodônticos (IO) são utilizados com frequência na clínica ortodôntica e se mostram bastante úteis. A maioria dos IO é feita de liga de titânio (Ti-6Al-4V). Outros metais e ligas também apresentam comportamento satisfatório para aplicações como implantes nas áreas médica e odontológica. O aço inoxidável é um material há muito tempo utilizado em ortopedia, com grande sucesso. Não há no mercado brasileiro IO fabricados de aço inoxidável, que além de ser um biomaterial, possui menor custo. Este trabalho avaliou as propriedades mecânicas, a biocompatibilidade e a corrosão do aço inoxidável F138; e a viabilidade de sua aplicação como dispositivo de ancoragem temporária na forma de IO. Foram realizados testes in vivo e in vitro de IO de aço F138 e de Ti-6Al-4V. Nos testes in vivo, foram inseridos IO nas tíbias de coelhos para avaliar a variação da estabilidade mediante a comparação do torque de remoção em relação ao de inserção; foi avaliada a liberação de íons metálicos (Fe, Cr, Mo e Ni) no sangue e urina das cobaias; foi analisada no MEV a interface osso/io para detectar possíveis anormalidades; e foram confeccionadas lâminas histológicas do osso, após remoção dos IO, para avaliar a região ao redor dos parafusos. Nos testes in vitro, foram determinados os torques de inserção e remoção de IO em osso artificial para comparar com a resistência à fratura em torção desses IO. Os ensaios foram complementados com testes de corrosão em amostras do aço F138 com dois acabamentos superficiais (polimento mecânico e ataque químico). Os resultados dos testes in vivo mostraram que os IO de ambos os materiais se comportaram igualmente na redução do torque de remoção em relação ao de inserção; houve liberação de íons metálicos pelo IO de aço F138, sendo o ferro o íon liberado em maior quantidade; microscopicamente, a interface osso/io se apresentou normal; e a análise das lâminas histológicas sugeriu uma maior remodelação óssea na região próxima a ambos os IO. Os resultados dos testes in vitro mostram que os torques de inserção e remoção em osso artificial dos IO de Ti-6Al-4V foram ligeiramente maiores do que os de aço F138; os torques de fratura dos IO de aço foram maiores do que os de Ti-6Al-4V; e a corrosão foi ligeiramente menor no aço F138 com ataque químico em relação ao com polimento mecânico. Conclui-se, portanto, que o aço F138 é um biomaterial viável para substituir a liga Ti-6Al-4V na aplicação como dispositivo de ancoragem temporária na forma de IO. 8

11 ABSTRACT Orthodontic implants (OI) are frequently used in clinical orthodontic practice. The titanium alloy (Ti-6Al-4V) is the main material for OI application. Other metals and alloys (stainless steel, Cr-Co alloy, commercially pure Ti) also exhibit satisfactory properties for medical and dental implants applications. Stainless steel has adequate biocompatibility for orthopedics prosthesis, with great success. This study evaluated the mechanical properties, biocompatibility and corrosion resistance of stainless steel F138, and analyzed its application as a temporary anchorage device as OI. In vivo and in vitro tests of OI F138 steel and Ti- 6Al -4V were performed. For in vivo tests, OI were inserted in the tibia of rabbits. The mechanical stability variation was compared by insertion and removal torque difference. Metal ions (Fe, Cr, Mo and Ni) released in the blood and urine of rabbit was quantified. Bone abnormalities were analyzed into bone-oi interface. Insertion and removal torques of OI in artificial bone and torsion test were done. The tests were complemented with corrosion tests on samples of stain steel F138 with two surfaces finishes (mechanical polishing and chemical etching). The results of in vivo tests showed that removal torque is lesser than insertion torque for OI. Metal ions were released by OI F138 stainless steel and iron ion released in the greatest amounts. The interface bone-oi did not show abnormalities. Histological analysis suggested a higher bone remodeling next to both OI region in relation to distant bone implantation. The results of in vitro tests show that the insertion and removal torques in artificial bone of OI Ti-6Al-4V were higher than steel F138. The torsion resistance of OI steel were higher than Ti-6Al-4V. The corrosion resistance of passivated F138 steel was higher than mechanically polished. In conclusion, the stainless steel F138 has adequate biocompatibility and mechanical properties to replace the alloy Ti-6Al-4V in the application as temporary anchorage device as OI biomaterial. 9

12 1- INTRODUÇÃO Os implantes ortodônticos (IO) surgiram como uma alternativa para auxiliar na ancoragem durante a movimentação ortodôntica. A ancoragem é um fator extremamente importante para o sucesso do tratamento ortodôntico e é definida como a resistência do dente, grupo de dentes ou unidade anatômica, ao movimento quando são aplicadas forças. Os IO apresentam osseointegração desprezível, sua retenção é mecânica e temporária, pois sua função é a de servir apenas como unidade de ancoragem temporária e estável durante as diferentes fases do tratamento ortodôntico. A maioria dos IO é feita de liga de titânio e apresentam diferentes formas e tamanhos(elias, RUELLAS et al., 2011). A liga mais utilizada para a confecção dos implantes ortodônticos é a titânio-6alumínio-4vanádio (Ti-6Al-4V). A Norma ASTM F136 (F136) especifica a composição química e as propriedades mecânicas da liga Ti-6Al-4V classificada como titânio grau 5 para emprego na fabricação de produtos médico-odontológicos. O titânio é um metal altamente resistente à corrosão, com baixa densidade e com propriedades compreendidas entre o aço e alumínio, apresentando grande importância comercial. Apesar de o titânio ser um metal abundante na crosta terrestre, seu processo de obtenção é difícil, tornando-o relativamente mais caro que o alumínio e o aço. (ELIAS, LIMA et al., 2008) O titânio comercialmente puro (cp) é usado basicamente para a fabricação de implantes que necessitam de osseointegração. O Ti-6Al-4V é usado na produção de implantes ortodônticos que não precisam de osseointegração. A liga Ti-6Al-4V apresenta maior resistência mecânica do que o titânio cp, sendo possível confeccionar os parafusos com pequenas dimensões para que sejam usados em locais com pouco espaço. Além disso, esta liga possui característica bioativa inferior ao titânio cp. Portanto, possui menor potencial de osseointegração, o que é de interesse para uso ortodôntico, visto que a estabilidade requerida é a primária e não a secundária advinda da osseointegração, além de facilitar o processo de remoção. Alguns metais e ligas apresentam comportamento satisfatório para aplicações médico-odontológicas, principalmente para a fabricação de implante. Para essas aplicações, os materiais devem possuir propriedades especificadas nas normas 10

13 técnicas da ABNT (Associação Brasileira de Normas Técnicas), ASTM (American Society for Testing Materials) e ISO (International Organization for Standardization). Esses materiais possuem resistência à corrosão e são bem aceitos pelos tecidos do corpo (biocompatível), ou seja, satisfazem os requisitos básicos para uso como implantes. Entre as propriedades essenciais que devem apresentar destacam-se o tipo e quantidade de substâncias liberadas e a aceitação do material pelos tecidos. O aço inoxidável é um material muito utilizado para fixações de fraturas. Sua biocompatibilidade foi provada por décadas através do uso em humanos. Além disso, demonstra uma boa combinação de resistência mecânica, ductilidade, custo e facilidade de fabricação. O seu uso em cirurgias ortopédicas abriu uma vasta faixa de novas possibilidades de outras aplicações. O aço inoxidável austenítico ASTM F138 (classe especial do aço AISI 316L para aplicações médicas) é o material mais amplamente utilizado em implantes ortopédicos (F138; GIORDANO, FALLEIROS et al., 2010). O aço inoxidável não apresenta características bioativas (não permite osseointegração) sendo apropriado, portanto, para uso em situações em que se deseja removê-lo após seu uso temporário, como no caso dos IO. Além disso, possui maior módulo de elasticidade (193 GPa) em relação à liga Ti-6Al-4V (114 GPa), possui maior resistência mecânica que o titânio cp, o que possibilita a confecção de peças com menores dimensões e seu custo é também inferior ao da liga Ti-6Al-4V (CALLISTER, 2008). Não existe no mercado brasileiro IO fabricados com aço inoxidável. Na literatura não foram detectados trabalhos sobre IO de aço inoxidável que analisaram as propriedades estudadas no presente trabalho (biocompatibilidade, resistência mecânica e variação da estabilidade com o tempo de inserção). 11

14 2- OBJETIVO O objetivo do presente trabalho é determinar as propriedades mecânicas, a biocompatibilidade e a corrosão do aço inoxidável (F138) e analisar a viabilidade de sua aplicação como dispositivo de ancoragem temporária na forma de implante ortodôntico. 12

15 3- REVISÃO DE LITERATURA 3.1- Implantes ortodônticos Ancoragem ortodôntica é um fator importante e um pré-requisito na obtenção de bons resultados para o tratamento ortodôntico com aparelhos fixos. Os aparelhos tradicionais para reforço de ancoragem incluem capacetes extra-orais e elásticos intra-orais, os quais são desconfortáveis e anti-estéticos. A inclusão de ancoragem esquelética pode mover um dente sem o uso desses artefatos. Ancoragem esquelética tem sido amplamente incorporada em tratamento ortodôntico para expandir o limite do movimento do dente sem a necessidade de cooperação do paciente. A ancoragem esquelética é especialmente útil para o tratamento da má oclusão com problemas verticais como mordida aberta e extrusão de dentes devido à perda de antagonistas. Com um diagnóstico correto, a ancoragem esquelética é suficientemente versátil para tratar muitos tipos de má oclusão. Os IO de liga de titânio proporcionam ancoragem esquelética e podem ser colocados em diversos locais, tais como o osso alveolar de dentes adjacentes sem danificar raízes e sem tempo exigido para osseointegração. Os IO apresentam algumas possíveis complicações como: trauma do ligamento periodontal e da raiz dentária durante sua inserção; perda de estabilidade sob carregamento; recobrimento da cabeça do IO por tecido mole; inflamação ou infecção do tecido periimplantar; e fratura (YAMAGUCHI, INAMI et al., 2012) Fabicação dos implantes ortodônticos Normalmente, as ligas de titânio são usadas na forma trabalhada ou usinada. A usinagem dos implantes provoca rugosidade na superfície, distinta da superfície lisa ou polida. O método empregado de usinagem determina o tipo de acabamento da superfície. Para o fabricante de implantes, a escolha do tipo de tratamento superficial a ser empregado pode ficar limitada aos equipamentos de usinagem existentes, laboratórios disponíveis e do grau de desenvolvimento tecnológico alcançado (DUCOS, 2010). 13

16 Dados da literatura mostram as principais características geométricas, a composição química, a microestrutura, a topografia superficial e a rugosidade de quatro diferentes IO disponíveis no mercado e fabricados na Coréia, Itália e EUA. As características morfológicas foram avaliadas pelo microscópio eletrônico de varredura (MEV), observando o comprimento, o diâmetro, o número e a altura dos filetes das roscas. Os IO apresentaram diferenças nas áreas superficiais. A textura da superfície da região das roscas exibiram marcas de usinagem circunferenciais ao longo eixo do IO e alguns exibiram ranhuras mais proeminentes do que outros com evidências de defeitos marginais. A análise da composição química pelo EDX demonstrou uma distribuição de fase homogênea e uniforme, e todos os IO eram compostos de titânio, alumínio e vanádio com teores variados de nitrogênio. Houve variação na porcentagem de oxigênio, fósforo e titânio. Na análise da rugosidade os IO apresentaram diferenças significativas (ALSAMAK, BITSANIS et al., 2012). Durante as operações de usinagem dos implantes ortodônticos, são produzidos cavacos que podem ficar aderidos na superfície o que prejudica sua biocompatibilidade e interfere no atrito durante a inserção. O acabamento da superfície depende da programação do CNC, do desenho das ferramentas de corte, da qualidade do torno e controle do processo de fabricação Macroestrutura dos implantes ortodônticos Os IO possuem a forma de um parafuso com diâmetro reduzido para que possam ser utilizados adequadamente na cavidade oral. Eles podem ser inseridos em várias regiões e permitem obter uma variedade de pontos fixos (ponto de ancoragem) com a finalidade de efetuar as movimentações dentárias (ELIAS, RUELLAS et al., 2011). Existe atualmente, disponível no mercado nacional e internacional, uma série de implantes ortodônticos com diferentes formas, diâmetros, comprimentos, e tratamentos de superfície. Para fins didáticos, é possível dividir o IO em três partes distintas: cabeça, perfil transmucoso e rosca-ativa (FIG. 3.1). 14

17 FIG. 3.1 Partes dos implantes ortodônticos Cabeça É a parte que fica exposta clinicamente e é a área de acoplamento dos aparatos ortodônticos. No planejamento, o ortodontista deve selecionar o tipo de cabeça dos implantes ortodônticos baseando-se no recurso que será utilizado para ativação do sistema. Um cuidado importante é o diâmetro da cabeça, que deve ser maior que o pescoço transmucoso para prevenir a cobertura da peça pelos tecidos moles (SQUEFF, A. et al., 2008) Perfil transmucoso O perfil transmucoso é a região onde ocorre a acomodação do tecido mole periimplantar, entre a cabeça (região exposta ao meio bucal) e a rosca-ativa (região intra-óssea). Para evitar inflamações na região periimplantar é necessário que as roscas da ponta-ativa não fiquem em contato direto com a mucosa. O perfil transmucoso é polido, seu comprimento varia de 0,5mm a 4,0 mm, e sua seleção depende da espessura da mucosa do local onde o IO será instalado. Quanto melhor o polimento dessa parte, menor a possibilidade de infecção nos tecidos adjacentes (ARAÚJO e AL., 2006; LIMA FILHO e BOLOGNESE, 2007; SQUEFF, A. et al., 2008) Rosca ativa A região da rosca ativa é a porção intra-óssea, correspondente às roscas do implante. Quanto maior o número de filetes de roscas maior a estabilidade primária, ou seja, maior a resistência ao deslocamento (ARAÚJO e AL., 2006). 15

18 O IO pode ser autorosqueante ou autoperfurante. O primeiro precisa de fresagem inicial (perfuração da mucosa e cortical óssea), pois apresentam ápice arredondado e incapacidade de corte. O segundo não necessita de perfuração prévia, pois apresenta um ápice extremamente fino e afiado, sendo autoperfurante e também cria seu caminho dentro do osso durante sua instalação, caracterizando o método de inserção mais simples (KIM, AHN et al., 2005; ARAÚJO e AL., 2006; SQUEFF, A. et al., 2008). A forma da rosca ativa pode ser cônica ou cilíndrica. A forma do implante deve proporcionar ancoragem mecânica, através do contato com o osso, permitindo a distribuição das forças sem causar danos à fisiologia do tecido ósseo. Deve também minimizar o trauma cirúrgico durante a instalação para não comprometer a estabilidade primária (FAVERO, BROLLO et al., 2002). Estudos mostram que implantes ortodônticos cônicos apresentam maior estabilidade primária do que cilíndricos (WILMES, RADEMACHER et al., 2006; WILMES, OTTENSTREUER et al., 2008). A rosca em forma de cone assegura o efeito de condensação do osso, melhorando sua qualidade e prevenindo a destruição indesejável da cortical óssea, causada por inserção excêntrica ou mudança do eixo durante a inserção, o que faz com que a estabilidade do implante não seja influenciada pela habilidade do operador ou pelo local de inserção do implante. A porção apical da rosca deve ser mais estreita e o sistema de perfuração seguro, de forma a eliminar qualquer possibilidade de ocorrência de injúria permanente às estruturas anatômicas. Esta característica também facilita a inserção do implante e minimiza o trauma cirúrgico (SQUEFF, A. et al., 2008). A maioria dos implantes ortodônticos possui o perfil dos filetes da rosca com forma triangular ou quadrada. Na engenharia, este perfil é utilizado para confecções de porcas de fixação, parafusos, uniões e tubos. O ângulo do filete de rosca triangular de 60º é padronizado pelo Sistema Métrico (DUCOS, 2010). Na ortodontia o perfil da rosca não é padronizado, ficando a critério da empresa a seleção das dimensões do implante e a forma dos filetes. 16

19 O comprimento da rosca ativa pode variar de 4 a 12 mm. Em áreas com pouco espaço disponível devido à proximidade com regiões nobres, como raízes e seio maxilar, devem ser utilizados comprimentos menores. Em regiões com pouca densidade óssea, podem ser utilizados implantes ortodônticos maiores para que se aumente a área de contato e a fixação mecânica da rosca-ativa com o osso. Quanto maior o comprimento do parafuso, maior o contato osso-implante e consequentemente maior a estabilidade (LIMA FILHO e BOLOGNESE, 2007). Os diâmetros externos da região da rosca ativa variam de 1,2 a 2,0 mm. Deve-se avaliar o espaço disponível e a densidade óssea para a seleção do diâmetro dos implantes ortodônticos. Em áreas com espaço reduzido utilizam-se implantes de menores diâmetros. Em áreas mais amplas ou com menor densidade óssea, são preferíveis implantes ortodônticos com maiores diâmetros. Em regiões com maior densidade óssea, pode haver necessidade de fresagem prévia, mesmo na inserção de implantes ortodônticos autoperfurantes, para evitar torque excessivo durante instalação e possível fratura. Se após instalação dos IO em região de baixa densidade óssea, for observada ausência de estabilidade primária, é recomendado aumentar o diâmetro da ponta ativa ou até mesmo selecionar outra região para instalá-lo (LIMA FILHO e BOLOGNESE, 2007) Superfície dos implantes ortodônticos A rosca ativa dos IO pode ou não ter tratamento de superfície. O processo de osseointegração depende do material que o implante é feito e da morfologia da superfície (ALBREKTSSON e H., 1983). Existem indicações de que a topografia da superfície com características nanométricas influenciam a resposta óssea (WENNERBERG e ALBREKTSSON, 2009). O tempo de permanência dos IO na cavidade oral é pequeno. É questionável se é possível a utilização de IO com tratamento de superfície para melhorar a osseointegração e reduzir o risco de falha quando aplicada carga (CALDERON, VALENCIA et al., 2011). O jateamento seguido do tratamento da superfície dos IO 17

20 com ácido é uma alternativa para melhorar a ancoragem temporária (CHUNG, KIM et al., 2004) Propriedades mecânicas dos implantes ortodônticos Há uma correlação positiva entre o torque de inserção e de remoção dos implantes ortodônticos, ou seja, quanto maior o torque de inserção, maior o de remoção para os mesmos tempos que ficam em contato com o corpo. Os valores de torque aumentam com o aumento do diâmetro dos implantes ortodônticos. A perda de torque é reduzida com o aumento do diâmetro dos IO e da densidade óssea. IO com diâmetros menores do que 1,3 mm são contra-indicados para regiões de grande densidade óssea (CHEN, KYUNG et al., 2010). A distribuição das tensões nos IO, em contato com o osso, varia de acordo com o seu formato. A aplicação de carga durante a inserção, no IO cilíndrico, provoca maior concentração de tensões próxima ao ápice, enquanto que no IO cônico as tensões são distribuídas ao longo dos filetes apicais. As tensões produzidas pela carga lateral aplicada nos IO cilíndrico e cônico concentram-se no ápice e ao longo dos filetes, entretanto, o IO cilíndrico apresenta maior concentração de tensões no ápice (DOBRANSZKI, LEVY NETO et al., 2010). Por outro lado, existe na literatura informação oposta e mais coerente. A região de maior concentração de tensão, durante a instalação, seria nos primeiros filetes de rosca logo abaixo do transmucoso, e coincidindo com o ponto de ruptura dos IO submetidos ao ensaio de torção quando da inserção ou remoção. O esforço de torção durante a inserção dos IO combinado com o subsequente esforço de flexão aplicado pode induzir a falha prematura dos implantes ortodônticos, com exceção do totalmente inserido. IO autorosqueantes e autoperfurantes apresentam desempenhos similares em relação à variação na concentração de tensão, com pequena vantagem para o autorosqueante (DUCOS, 2010). TEIXEIRA (2006) avaliou a resistência à flexão de implantes ortodônticos de Ti-6Al-4V. Foi observado que há deformação dos mesmos quando submetidos as 18

21 forças ortodônticas contudo estas deformações não invalidam o uso como auxiliares nos tratamentos ortodônticos (TEIXEIRA, 2006). PRATES et al (2008) analisaram IO nacionais confeccionados com o Ti-6Al- 4V. Observaram que existe diferença na forma, diâmetro da rosca ativa e número de filetes de roscas, as quais influenciam nas características físicas do dispositivo, notadamente nos torques de inserção, de remoção e de fratura. Todos os implantes ortodônticos apresentaram fratura do tipo dúctil característica típica da liga Ti-6Al-4V, apesar de serem de fabricantes diferentes (PRATES DA NOVA e AL., 2008). As propriedades de torção de IO dependem de alguns fatores, dentre eles do material utilizado. Liga de Ti-6Al-4V (titânio alfa-beta) e Ti-33Nb-5Ta-6Zr (betatitânio) são adequados para fabricação de IO, uma vez que têm excelentes propriedades mecânicas em torção (MUGURUMA, IIJIMA et al., 2011) Instalação dos implantes ortodônticos É fundamental obter informações junto ao fabricante sobre o torque máximo que pode ser realizado durante sua instalação e remoção para se evitar a fratura. Implantes ortodônticos inseridos com maior torque de inserção apresentam maior estabilidade primária (MCMANUS, QIAN et al., 2011). MOTOYOSHI et al (2010) analisaram alguns parâmetros que influenciam na estabilidade inicial e após a regeneração óssea de IO. Verificaram que o torque de 4 N.cm é adequado para obter a ancoragem. Avaliando torque de inserção e remoção de IO em pacientes, observaram que há uma queda de 8 N.cm para 4 N.cm depois do uso clínico. Vários meses após a colocação, a tensão e a compressão sobre o osso em torno do IO podem desaparecer devido ao processo de remodelação óssea, reduzindo assim o torque. Não encontraram correlação significativa entre torques de inserção e remoção. O torque de inserção foi relacionado com a idade do paciente e espessura do osso cortical, sendo significativamente menor entre os idosos e osso cortical fino. Enquanto que o torque de remoção não foi influenciado 19

22 pelo período de instalação do IO, idade do paciente, sexo, ou espessura do osso cortical (MOTOYOSHI, UEMURA et al., 2010). O torque de inserção é influenciado pelo diâmetro do parafuso, ou seja, quanto maior o diâmetro, maior o torque necessário para instalação e consequentemente maior a estabilidade primária (WILMES, RADEMACHER et al., 2006; WILMES, OTTENSTREUER et al., 2008). Os IO cônicos e com maiores diâmetros causam maiores microlesões na cortical óssea durante a instalação, podendo afetar a estabilidade e o remodelamento ósseo (LEE e BAEK, 2010) Verificação da estabilidade primária A estabilidade primária refere-se à estabilidade mecânica apresentada pelos IO logo após a sua instalação. É um pré-requisito para a cicatrização, constituindo uma das características mais importantes dos IO. Depende da forma dos implantes, do número de filetes de roscas, comprimento, forma da rosca-ativa, do seu diâmetro, da espessura e densidade da cortical, bem como da técnica de inserção (LIMA FILHO e BOLOGNESE, 2007; SQUEFF, A. et al., 2008; WILMES, PANAYOTIDIS et al., 2011). A estabilidade primária é avaliada clinicamente após a instalação por meio de pressão na cabeça dos implantes ortodônticos com emprego de instrumentos metálicos e em diferentes direções. Se houver instabilidade, a região periimplantar sofrerá isquemia indicando falha no aparato. Sendo assim, é necessário trocar o parafuso por um de maior diâmetro ou selecionar outro sítio. Sempre que for reativar o sistema, a estabilidade deve ser testada, pois pode haver perda de estabilidade ao longo do tratamento (LIMA FILHO e BOLOGNESE, 2007). IO com maiores comprimentos permitem maior ancoragem. No entanto, estão associados a um maior risco de danos às estruturas vizinhas. A profundidade de colocação e a densidade óssea no local da colocação dos IO são os pontos que melhor predizem a estabilidade primária (LEMIEUX, HART et al., 2011). 20

23 Para se obter a estabilidade dos IO, o diâmetro do furo (quando utilizada a técnica de perfuração prévia) deve ser de 69 a 77 % do diâmetro do parafuso (UEMURA, MOTOYOSHI et al., 2012). INABA (2009) avaliou a estabilidade primária dos IO com variação do ângulo de inserção em relação à superfície da cortical. Mostrou que a mobilidade do IO inserido com inclinação (60º ou 120º) em relação à superfície óssea foi significativamente menor do que aquele inserido perpendicularmente. Entretanto não houve diferença significativa entre os IO inclinados em relação à remoção por tração. Assim, na prática clínica, IO que é inserido inclinado em relação à superfície óssea tem maior estabilidade primária e oferecem maior ancoragem para o tratamento ortodôntico (INABA, 2009). Diferentemente, em outro estudo, com elementos finitos, WOODAL et al (2011) encontraram que IO instalado em 90 0 com o osso cortical apresentou maior resistência de ancoragem do que IO instalado em 60 0 e 30 0 ; além disso, a tensão no osso cortical induzida pelo IO em 90 0 foi menor. Com base nos resultados, concluíram que a colocação de IO em angulação diferente de 90 0 não oferece resistência de ancoragem adicional (WOODALL, TADEPALLI et al., 2011) Carregamento do sistema O IO pode ser ativado de forma direta, quando a carga é aplicada diretamente sobre ele, ou de forma indireta, quando é utilizado para imobilização de um dente ou dentes que receberão a carga. Os implantes ortodônticos suportam cargas de até 450 gf, sendo que em ortodontia as forças, geralmente, não excedem 300 gf (KYUNG, 2004). A carga pode ser aplicada imediatamente após a instalação dos IO, sem comprometimento da estabilidade primária (FREIRE, SILVA et al., 2007; SERRA, MORAIS et al., 2010). A carga máxima a ser aplicada deve ser proporcional à área de contato entre o implante e o tecido ósseo. Essa força deve ser determinada pelo comprimento, diâmetro e forma do implante (FAVERO, BROLLO et al., 2002). 21

24 A direção e magnitude do torque, no carregamento dos IO, podem influenciar sua estabilidade. Um torque na direção anti-horária pode ser um fator de risco para reduzir a estabilidade do sistema (CHO, CHA et al., 2010) Fratura dos implantes ortodônticos Durante a instalação ou remoção do parafuso ortodôntico, pode ocorrer sua fratura. Normalmente, está relacionada à aplicação de torque excessivo. A perfuração prévia e a utilização de IO com maior diâmetro diminuem os riscos (WILMES, RADEMACHER et al., 2006; WILMES, OTTENSTREUER et al., 2008). Apesar dos altos índices de sucesso, as complicações relacionadas aos IO podem ser dependentes das características físicas do parafuso. A resistência à fratura em torção dos MI está diretamente relacionada ao diâmetro, ou seja, quanto maior o diâmetro maior será o torque de fratura do dispositivo, sendo vantajoso usar IO com um diâmetro maior. Em alguns casos, como quando são inseridos em um local com alta densidade óssea, a pré-perfuração é indicada até mesmo para implantes ortodônticos autoperfurantes para minimizar o risco de fratura (ELIAS, RUELLAS et al., 2011; WILMES, PANAYOTIDIS et al., 2011). A existência de microrroscas nos implantes ortodônticos na porção que fica em contato com a cortical óssea confere maior resistência deste à fratura, pois previne a concentração excessiva de tensão nos tecidos adjacentes ao IO (SQUEFF, A. et al., 2008) Remoção dos implantes ortodônticos Depois de finalizada sua função, os IO devem se removidos com a utilização das mesmas chaves de inserção, manualmente ou com micro-motor. Aqueles que possuem maior rugosidade de superfície apresentam maior torque de 22

25 remoção. Esta diferença de superfície e torque de remoção influenciam no desempenho clínico (ALSAMAK, BITSANIS et al., 2012). Uma pesquisa correlacionou a altura do filete da rosca (D) e o passo das roscas (P). O desempenho do IO foi avalaido pelo fator de forma (TSF), que é o quociente de D/P expresso em porcentagem. Foi concluído que há uma correlação direta entre o aumento do TSF e o torque para remover os IO, ou seja, quanto menor a altura do filete da rosca ou maior o passo entre seus filetes, menor o torque de remoção (MIGLIORATI, SIGNORI et al., 2012). Estudos mostraram que o aumento do diâmetro do núcleo do IO na região das microrroscas e um corpo cônico podem reduzir os efeitos de concentração de tensão na região do pescoço, melhorando a resistência à remoção. No entanto, as melhorias nas propriedades mecânicas de um núcleo cônico ocorrem apenas quando existe maior espessura de cortical (CHANG, CHEN et al., 2012) Titânio e suas ligas O titânio é um metal altamente resistente à corrosão, com baixa densidade e com propriedades compreendidas entre o aço e alumínio. O titânio comercialmente puro à temperatura ambiente possui estrutura cristalina hexagonal compacta denominada alfa (α). Na temperatura de 885 o C o titânio transforma-se em estrutura cúbica de corpo centrado denominada beta (β). A temperatura de transformação pode sofrer variações dependendo do tipo e quantidade de impurezas e/ou elementos de liga adicionados. Com as adições de elementos de liga surgem duas temperaturas de transformação, nomeadas: temperatura de transição alfa alfatransus e de beta beta-transus em que abaixo das linhas das respectivas temperaturas só estará presente a fase alfa e acima a fase beta. Os elementos alfaestabilizadores, dentre os quais se destacam Al, Sn, Ga, Ge, C, O, N, elevam a temperatura de transformação de fase. Os elementos beta-estabilizadores como V, Mo, Ta, Nb, Cr, Fe, Ni e Cu, reduzem a temperatura de transformação de fase. A manipulação das fases presentes através de adições de elementos de liga e de tratamentos termomecânicos constitui a base para o desenvolvimento das diversas 23

26 ligas com diferentes propriedades. De acordo com as fases presentes, as ligas de titânio podem ser classificadas em, ou + (ASHBY, 1996). Apesar de o titânio ser um metal abundante na crosta terrestre, seu processo de extração é difícil, tornando-o relativamente mais caro que o alumínio e o aço. O titânio e suas ligas são usados em diversas áreas como na indústria química, em equipamento de processamento de alimentos, indústria aeroespacial, biomateriais entre outras. São usados na substituição do aço quando o baixo peso é necessário e no lugar do alumínio quando é exigido bom desempenho em altas temperaturas. A liga Ti-6Al-4V ( + ) é a mais usada, correspondendo por aproximadamente 50% de todo o titânio usado (BLACK, 2008). Os biomateriais devem apresentar algumas características específicas para serem empregados no organismo humano, como biocompatibilidade e resistência à corrosão. O titânio e suas ligas apresentam bom desempenho em aplicações como biomaterial na medicina e odontologia. A excelente biocompatibilidade deste material está associada à formação de uma camada de óxido de titânio em sua superfície. As principais propriedades físicas do titânio responsáveis por sua biocompatibilidade são: baixa condutividade elétrica, alta resistência à corrosão, baixa tendência de formação de íons em meio aquoso e ponto isoelétrico do óxido de 5-6. Na odontologia, são utilizados basicamente 4 tipos de titânio comercialmente puro, denominados de acordo com a norma ASTM F67 como grau 1 a 4, além da liga com 6% de alumíno e 4% de vanádio, denominada pela norma ASTM F136 como grau 5. O titânio comercialmente puro é usado basicamente para implantes que necessitam de osseointegração. A liga Ti-6Al-4V é usada na produção de IO que não precisam de osseointegração, seu uso é temporário necessitando de remoção após exercida sua finalidade (ELIAS e AL., 2008) Liga de Ti-6Al-4V As ligas de titânio da classe α + β são as mais comuns dentro dos vários tipos de ligas de titânio. A Ti-6Al-4V é a mais conhecida, possui a mistura das estruturas cristalinas hexagonal compacta (fase alfa) e cúbica de corpo centrado (beta) à temperatura ambiente, combinando resistência mecânica e resistência a corrosão 24

27 com conformabilidade e usinabilidade. Com excelentes combinações de resistência/peso e ótima resistência à corrosão, as ligas de titânio têm sido um excelente atrativo para aplicações nas indústrias aeronáutica e automobilística, e na fabricação de próteses ortopédicas (JESUÍNO, RIBEIRO et al., 2000). A liga Ti-6Al-4V apresenta maior resistência mecânica do que o titânio cp (usado nos implantes osseointegráveis), sendo possível confeccionar os parafusos com pequenas dimensões para que sejam usados em locais com pouco espaço. Além disso, esta liga possui característica bioativa inferior ao titânio cp, possuindo, portanto, menor potencial de osseointegração, o que é de interesse para uso ortodôntico, visto que a estabilidade requerida é a primária e não a secundária advinda da osseointegração, além de facilitar o processo de remoção (LIMA FILHO e BOLOGNESE, 2007). GALLI et al (2012) avaliaram as respostas celulares em diferentes superfícies de titânio grau 4 e 5. Concluíram que apesar do IO de titânio grau 4 enriquecido com fosfato de cálcio apresentar alto nível de diferenciação celular in vitro, o IO de titânio grau 5 usinado apresentou rápida proliferação celular, boa biocompatibilidade e adesão celular, além de induzir alta expressão de marcadores iniciais da diferenciação celular. A maior resistência mecânica do titânio grau 5 faz dele a melhor escolha para confecção de IO (GALLI, PIEMONTESE et al., 2012). Uma análise metalográfica da microestrutura do IO de Ti-6Al-4V de três diferentes empresas (da Alemanha e do Brasil) foi realizada seguindo as orientações das normas ASTM E3-01, ASTM E7-03, ASTM E e ISO Os resultados mostraram que os IO analisados eram constituídos por uma fase globular alfa-beta (de acordo com Technical Committee of European Titanium Producers ). Os IO não apresentaram defeitos tais como bolhas, imperfeições ou fissuras nas suas microestruturas internas, tanto nos cortes longitudinais como nos cortes transversais (COTRIM-FERREIRA, QUAGLIO et al., 2010). A composição do metal e a microestrutura interna dos IO são fatores importantes para serem avaliados, de modo a melhorar as propriedades mecânicas e diminuir o risco de fratura. A norma ASTM F136 estabelece as quantidades de elementos químicos presentes na liga Ti-6Al-4V e estão especificados na tabela

28 TAB 3.1 Elementos químicos da liga Ti-6Al-4V. Elemento químico Ti-6Al-4V (F136) nitrogênio 0,05 máx. carbono 0,08 máx. hidrogênio 0,012 máx. ferro 0,25 máx. oxigênio 0,13 máx. alumínio 5,5-6,5 vanádio 3,5-4,5 titânio balanço 3.3- Aço inoxidável austenítico Os aços inoxidáveis austeníticos apresentam ampla aplicação nas indústrias química, petroquímica, farmacêutica, alimentícia, de biotecnologia, entre outras. O seu uso nessas indústrias se deve à sua boa resistência à corrosão. Esses aços possuem estrutura cristalina cúbica de face centrada (CFC) na temperatura ambiente e não são passíveis de tratamento térmico de endurecimento. O mecanismo de endurecimento por deformação a frio, encruamento, limita as formas, dimensões e nível de endurecimento. Os tratamentos superficiais, como a nitretação, podem ser uma opção viável para esses aços (TSCHIPTSCHIN e PINEDO, 2010). Os aços inoxidáveis austeníticos possuem teor mínimo de 10 a 12% de cromo e, altos teores de elementos de níquel, molibdênio além de menores teores de nitrogênio. O principal elemento responsável pela resistência à corrosão por pite é o molibdênio, enquanto o níquel é adicionado para estabilizar a estrutura austenítica e o manganês e o nitrogênio substituem parcialmente o níquel como estabilizadores da estrutura austenítica (AFONSO, 2006) Aço austenítico F138 Os implantes ortopédicos são produzidos principalmente com aço inoxidável devido a dois fatores: menor custo da matéria prima em comparação aos metais à 26

29 base de cobalto ou de titânio e suas ligas, e por apresentarem boa resistência mecânica e química. A resistência à corrosão dos aços inoxidáveis deve-se majoritariamente à formação de um filme fino superficial de cromo, cuja composição apresenta essencialmente óxidos e hidróxidos dos principais metais presentes na liga. Os aços inoxidáveis apresentam em sua composição química elevados teores de cromo, o principal responsável pela formação da camada passiva, ou seja, o cromo é determinante para o aumento da resistência à corrosão (SILVA e OLIVEIRA, 2012). O aço ASTM F 138 (classe especial do aço AISI 316L para aplicações médicas) é um aço inoxidável austenítico contendo 17% a 19% de cromo, 13% a 15% de níquel, 2,25% a 3% de molibdênio. Apresenta propriedades físico-químicas superiores aos aços AISI 316, sendo a alta resistência à oxidação a sua principal característica. É uma liga de baixo carbono, portanto tem menor susceptibilidade à corrosão intergranular. Também não é magnética, podendo ser realizado ressonância magnética em pacientes que contenham próteses com esse material. Nenhum biomaterial mostrou ser completamente livre de reações adversas no organismo humano, entretanto a experiência ao longo dos anos mostrou um nível de resposta biológica aceitável desse material quando é usado em situações adequadas (MILOSEV, 2011). As quantidades dos elementos químicos do aço F138 são especificadas pela norma ASTM e são mostrados na tabela 3.2. TAB 3.2- Elementos químicos do aço F138. Elemento químico aço F138 Carbono 0,03 máx. Manganês 2 máx Fósforo 0,025 máx. Enxofre 0,010 máx. Nitrogênio 0,1 máx. Cromo Molibdênio 2,25-3 Níquel Cobre 0,50 máx. Silício 0,75 máx. Ferro Balanço 27

30 3.4- Corrosão dos implantes ortodônticos Os IO trabalham sob ação de carregamentos mecânicos em meio salino, o que exige do material ótima resistência à corrosão. Os mecanismos de desgaste e corrosão podem promover liberação de partículas ou de íons metálicos no corpo humano, podendo causar reações adversas aos pacientes. Por exemplo, cromo e níquel são agentes cancerígenos no ambiente industrial e estudos realizados comprovaram que alguns íons metálicos solúveis (Co, Cr, Ni, Mo) são citotóxicos. Portanto, é importante a seleção adequada dos materiais metálicos biocompatíveis (GENTIL, 1996). O ph dos líquidos corpóreos é levemente básico e gira em torno de 7,2 a 7,4. A presença de íons Cl -, Na + - e HCO 3 em contato com o implante metálico pode promover mecanismos de corrosão do metal. A presença de defeitos na superfície favorece a nucleação prematura de trincas de fadiga e de pontos de concentração de tensões. O crescimento de trincas é acelerado pelo mecanismo de corrosão (AZEVEDO e JUNIOR, 2002). A corrosão eletroquímica pode ocorrer sempre que existir heterogeneidade no material metálico-meio corrosivo, pois a diferença de potencial resultante possibilita a formação de áreas anódicas e catódicas (GENTIL, 1996). A corrosão por pites é um tipo de corrosão localizada, com diâmetro da cavidade variando de alguns micrômetros até alguns milímetros e pode perfurar um material num espaço de tempo relativamente curto. Essas cavidades podem ou não se tornar preenchidas com produtos de corrosão. Aços inoxidáveis austeníticos imersos em soluções aquosas contendo concentrações de íons halogênicos são passíveis ao ataque localizado e puntiforme. O Cl - penetra a camada de óxido através de poros e defeitos mais facilmente do que outros íons. O grau de corrosão por pites aumenta com a concentração do íon causador, com a diminuição do ph e com o aumento da temperatura. A adição de molibdênio (acima de 2% no aço AISI 316) e de níquel, assim como a redução do número de inclusões e precipitados, reduzem a incidência de corrosão por pite (PADILHA e GUEDES, 1994). Alguns metais e ligas normalmente ativos, sob condições ambientais específicas, perdem a sua reatividade química e se tornam extremamente inertes. 28

31 Esse fenômeno, denominado passivação, é exibido pelo cromo, níquel, titânio e muitas das ligas desses metais. O comportamento passivo resulta da formação de um filme de óxido muito fino e altamente aderente sobre a superfície do metal, que serve como uma barreira de proteção contra uma corrosão adicional. Os aços inoxidáveis são altamente resistentes à corrosão em meio a uma grande variedade de atmosferas como resultado da passivação. A película protetora, quando danificada, normalmente se refaz muito rapidamente. Entretanto, uma alteração na natureza do ambiente, pode fazer que um material passivado se reverta para um estado ativo. Um dano subsequente a uma película passivadora preexistente pode resultar em um aumento substancial na taxa de corrosão. Esse fenômeno de passivação pode ser explicado em termos das curvas do potencial de polarização em função da corrente. Com o aumento do potencial, a corrente diminui repentinamente até um valor muito baixo, o qual permanece independente do potencial; essa é a denominada região passiva. Finalmente, em valores de potencial ainda maiores, a corrente aumenta novamente em função do potencial (CALLISTER, 2008). A utilização do potenciostato é o meio mais comum para o estudo das reações eletroquímicas de um corpo de prova imerso numa solução e é particularmente importante no estudo do comportamento eletroquímico de aços inoxidáveis. O potenciostato é descrito como um dispositivo elétrico capaz de manter constante uma diferença de potencial entre o corpo-de-prova (eletrodo de trabalho) e um eletrodo inerte, chamado de contra-eletrodo, constituído de grafite ou platina; um eletrodo de referência permite a leitura e aplicação do potencial a que se submete o eletrodo de trabalho. Esta informação, e a corrente registrada no sistema, permitem caracterizar as reações eletroquímicas que se estabelecem (CÉ, 2010). Uma das técnicas para avaliar a resistência à corrosão dos materiais é através da obtenção de curvas de polarização potenciodinâmicas. Esse ensaio de natureza eletroquímica tem o intuito de caracterizar a resistência à corrosão por pites, revelando o potencial de pite E pite, o qual reflete a tendência à propagação irreversível dessa forma de ataque. Quanto maior o seu valor, menor será a susceptibilidade do material à corrosão localizada (CAVALCANTI, SOUZA et al., 2002). 29

32 Liberação de íons metálicos Em grandes quantidades liberadas, todos os elementos constituintes das ligas metálicas dos implantes são nocivos. O conhecimento da resistência à corrosão desses materiais em fluidos biológicos pode levar ao controle da dissolução metálica em níveis permissíveis, isto é, não prejudiciais à saúde (CÉ, 2010). Os IO de Ti-6Al-4V podem liberar íons metálicos devido à corrosão in vivo da liga em fluidos corporais. Os produtos de corrosão liberados podem favorecer a ocorrência de efeitos indesejáveis no corpo humano. Quantidades variadas de Ti, Al e V foram detectadas em estudos com animais, comprovando que existe liberação de íons metálicos por implantes ortodônticos de Ti-6Al-4V. Apesar da liberação de íons pela liga de titânio, as quantidades de metais detectadas foram extremamente baixas (DE MORAIS, SERRA et al., 2009). Um estudo comprovou que a colocação de IO de titânio grau 5 aumenta as concentrações de íons de titânio na saliva, mas que não é estatisticamente significante (BLAYA, S. et al., 2011). Para determinar os efeitos dos macrófagos na liberação de íons metálicos, pesquisadores imergiram discos de titânio em soluções diferentes, contendo macrófagos. Os íons de titânio liberados a partir dos discos em cada solução foram quantificados. Os resultados revelaram que a liberação de oxigênio gerada pela atividade fagocítica dos macrófagos pode induzir à liberação de íons a partir do titânio e na ausência de desgaste. Outras espécies orgânicas também induziram à liberação de íons a partir de discos de titânio. Esse estudo mostra que em ensaios in vivo os íons de titânio podem ser liberados por macrófagos no tecido próximo ao implante. Essas são algumas das causas para a libertação de íons de metal a partir de implantes de titânio na ausência de desgaste (MU, KOBAYASHI et al., 2000). MALKOC et al (2012) analisaram os efeitos citotóxicos de IO sobre fibroblastos gengivais e osteoblastos. Observaram que os IO de aço inoxidável causaram uma diminuição na viabilidade celular dos osteoblastos, e os de liga de titânio não causaram efeito adverso significativo sobre os osteoblastos. Nos dois casos, não houve efeito adverso nos fibroblastos gengivais (MALKOC, OZTURK et al., 2012). 30

33 Apesar do grande interesse na identificação dos efeitos sistêmicos, poucos são os trabalhos realizados com o intuito de identificar os efeitos colaterais dos metais no organismo humano, o que impede uma conclusão definitiva. Para avaliar os danos causados ao organismo é necessária a identificação da afinidade de alguns íons metálicos com determinados órgãos. Uma pesquisa objetivou a identificação de lesões em tecidos de ratos nos quais foram injetadas soluções contendo partículas das ligas utilizadas na fabricação de prótese: Ti6Al4V e aço inoxidável 316L. Foram encontradas lesões como granulomas epitelióides de corpo estranho e células gigantes. Concluiu-se que há evidências de contaminação de órgãos por elementos químicos pertencentes às ligas Ti6Al4V e aço inoxidável 316L (GIERTS, 2008). Pesquisadores compararam as superfícies de duas amostras de aços diferentes usados como implantes ortopédicos, classificados como ASTM F138 e ISO5832-9, por meio de espectroscopia de emissão óptica, de MEV e de EDS. As amostras (implantes) foram também submetidos à polarização cíclica potenciodinâmica em solução de Ringer Lactato e solução de NaCl 0,9 mol L -1. O ensaio de polarização cíclica potenciodinâmica mostrou que o aço ISO apresenta maior resistência à corrosão em meios que simulam fluidos biológicos do que o aço F138. Essa propriedade é principalmente atribuída ao aumento da estabilidade do filme passivo, favorecida pela presença do nitrogênio em solução sólida no aço ISO As propriedades eletroquímicas, como elevada resistência à corrosão por pites e a baixa densidade de corrente de corrosão passiva apresentadas pelo aço ISO permitem a esse material uma menor liberação de metais. Menores teores de níquel e de ferro foram liberados pelos processos de degradação química devido à corrosão localizada ou generalizada. A partir dos dados obtidos pôde-se concluir que implantes ortopédicos permanentes de aço inoxidável ISO possuem maior estabilidade química e mecânica quando em contato com os fluidos corpóreos. O aço inoxidável ISO reduz os riscos de inflamações crônicas ou ainda a falhas mecânicas do implante, uma vez que os pites localizados podem ser causadores de microfissuras (SILVA e OLIVEIRA, 2012). 31

34 4- MATERIAIS E MÉTODOS 4.1- Delineamento experimental Para o presente trabalho foram utilizados IO de aço inoxidável F138 e de Ti- 6Al-4V, produzidos pela empresa Conexão Sistema e Prótese, com dimensões de 6 x 1,5 mm. O IO de Ti-6Al-4V é comercializado pela empresa, entretanto, o IO de aço F138 foi especialmente usinado para a presente pesquisa. Foi feita a caracterização do aço antes de serem usinados. Os IO foram inseridos em coelhos para avaliar sua biocompatibilidade e foram realizados testes mecânicos in vitro para avaliar sua resistência. Além disso, amostras de aço F138 com dois diferentes acabamentos superficiais (polimento mecânico e ataque químico) foram submetidas ao teste de corrosão Caracterização do material (aço F138) Para realizar a caracterização, foram confeccionadas amostras a partir de uma barra de aço F138 de 20 x 0,5 cm fornecida pela empresa Conexão. Essa barra foi seccionada em pedaços de 7 mm e embutidas em resina acrílica (FIG. 4.1). Em seguida, as amostras foram lixadas na seguinte sequência crescente de granulação das lixas: 200, 400, 600, 800, 1000, 1200 e Depois foram polidas com discos e feltro e pasta de diamante com granulação de 6 µm e ¼ µm. Foram produzidos 8 discos; sendo que 1 foi usado na difração de Rx, 1 na análise metalográfica e 6 no ensaio de corrosão. FIG Amostra de aço F138 embutida em resina acrílica. 32

35 Difração de raios X Uma amostra foi caracterizada por difração de raios X utilizando o difratômetro PANalytical X Pert PRO com detector PIXcel (FIG 4.2). A identificação das fases presentes na amostra foi realizada através do software HighScore Plus versão 3.0e (3.0.5) 2012 da PANalytical, por comparação dos difratogramas obtidos com bancos de dados PDF do ICDD (International Centre for Difraction Data). O difratograma obtido apresenta os principais picos característicos do aço inoxidável austenítico (FIG. 4.3). A fonte de difração foi o de Cobre. FIG Difratômetro PANalytical X Pert PRO com a amostra a ser analisada. FIG Difratograma do aço F138 mostrando os picos da austenita, referentes aos planos (111), (002), (113) e (222). 33

36 O difratograma mostra os principais picos referentes aos planos (111), (002), (113) e (222) da austenita Análise metalográfica Uma amostra foi submetida à análise metalográfica. Para isso, foi realizado um ataque metalográfico em uma solução de 10 ml de ácido nítrico, 10 ml de ácido acético glacial, 15 ml de ácido clorídrico e 5 gotas de glicerol. A amostra foi imersa nessa solução por 2 minutos e 30 segundos e em seguida lavada. Foi analisada no microscópio óptico Axiovert 40 MAT(FIG. 4.4). e refinada. FIG Análise metalográfica do aço F138. Nas imagens da figura 4.4, pode-se observar que a granulação é homogênea 34

37 4.3- Usinagem dos implantes ortodônticos Os IO de aço F138 foram usinados pela empresa Conexão Sistema e Prótese em torno CNC nas mesmas dimensões dos IO de Ti-6Al-4V já produzidos e comercializados no mercado odontológico. O comprimento da rosca ativa é de 6 mm e o diâmetro é de 1,5 mm. Os IO usinados são mostrados na Fig FIG Exemplares dos implantes ortodônticos de Ti-6Al-4V e aço F Testes in vivo em coelhos Foram utilizados 10 coelhos brancos saudáveis da raça Nova Zelândia com idade aproximada de seis meses e peso de 3 kgf. Os animais foram obtidos junto ao Centro de Criação de Animais de Laboratório da Fundação Oswaldo Cruz. Em cada coelho foram instalados na tíbia esquerda 4 IO de aço F138 ou Ti-6Al-4V. A distribuição dos coelhos e IO instalados está discriminada na tabela 4.1. TAB Implante ortodôntico instalado, quantidade e tempo da eutanásia. IO instalado tempo para eutanásia número de coelhos controle 8 semanas 2 F138 4 semanas 2 Ti-6Al-4V 4 semanas 2 F138 8 semanas 2 Ti-6Al-4V 8 semanas 2 Durante o período da pesquisa, os animais foram mantidos em gaiolas individuais, com temperatura variando entre 22 e 26 0 C no biotério da Universidade 35

38 Estadual do Rio de Janeiro. A alimentação foi realizada com o fornecimento de ração adequada e água à vontade (FIG. 4.6). FIG Gaiola individual para os coelhos com ração e água à vontade. A proposta de pesquisa foi submetida e aprovada, previamente, pelo comitê de ética para cuidado e uso de animais experimentais, no Instituto de Biologia Roberto Alcantara Gomes, na Universidade Estadual do Rio de Janeiro, cujo número do protocolo é CEUA/047/2012 (ANEXO 1) Inserção dos implantes ortodônticos Os procedimentos cirúrgicos foram comuns a todos os animais que receberam os IO e foram realizados no laboratório de cirurgia experimental, na Faculdade de Ciências Médicas, na Universidade Estadual do Rio de Janeiro, sob supervisão de um veterinário funcionário da instituição. A anestesia foi realizada com aplicação intramuscular de cloridrato de cetamina a 10% (0,2 a 0,25 mg/kg) e xilasina 2% (3 mg/kg). Os coelhos ficaram em jejum durante 8 horas antes da cirurgia. O período de latência foi de 5 a 10 minutos e o animal apresentou analgesia e sedação por 30 a 45 minutos (FIG. 4.7 e 4.8). 36

39 FiG Cobaia aguardando o período de latência após anestesia. FIG Cobaia em estado de anestesia e sedação. O tosqueamento da área cirúrgica foi realizado com lâmina de barbear. Posteriormente, foi realizada a assepsia da região com solução de iodo e isolamento do campo operatório. A incisão foi procedida por planos no sentido do longo eixo da tíbia com lâmina de bisturi (FIG. 4.9 a 4.12). 37

40 FIG Tosqueamento da área cirúrgica. FIG Assepsia com solução de iodo. FIG Isolamento do campo cirúrgico. 38

41 FIG Incisão no sentido do longo eixo da tíbia. O preparo dos orifícios para a implantação foi realizado com broca cirúrgica (1,0 mm de diâmetro) com chave manual. Foram realizados quatro orifícios distando, em média, 1 cm entre eles. Apesar de serem IO autoperfurantes, uma perfuração prévia foi realizada para evitar fratura óssea, pois o osso da tíbia dos coelhos é pouco resistente. Quatro IO foram inseridos, torqueando-os com o auxílio da chave de inserção até o início da região do transmucoso. Após inserção dos IO, foi utilizado um troquímetro digital Lutron para mensurar o torque final. O fechamento da ferida cirúrgica foi realizado por planos; o tecido conjuntivo foi suturado com fio reabsorvível e o tecido epitelial foi suturado com fio de seda 4.0. Após cirurgia, foi realizada limpeza final com solução de iodo na região operada (FIG a 4.18). FIG Perfuração prévia com broca de 1 mm de diâmetro. 39

42 FIG Instalação do IO com chave manual. FIG Os quatro IO instalados. Fig Mensuração do torque final com torquímetro digital. 40

43 Fig Sutura do tecido conjuntivo com fio reabsorvível. Fig Sutura do tecido epitelial com fio de seda 4.0 e limpeza final com solução de iodo. Após o procedimento cirúrgico, o animal foi posto em sua gaiola com água e ração à vontade. Nenhum medicamento foi administrado depois da cirurgia, somente uma assepsia diária com solução de iodo foi realizada Análise de íons metálicos no sangue e urina Foi realizada uma análise do sangue dos coelhos para verificar a presença de íons metálicos ferro, cromo e molibdênio. O teor de níquel foi determinado na urina. O objetivo da análise foi verificar a possível liberação de íons pelos IO e absorção pelos animais com intuito de avaliar a biocompatibilidade. Todos os grupos tiveram o sangue e a urina avaliados quanto à presença desses íons. 41

44 Após o período determinado para a eutanásia (4 ou 8 semanas), o coelho foi anestesiado da mesma maneira da cirurgia dos IO. Para a coleta do sangue, foi realizada uma punção cardíaca, utilizando tubo de coleta de sangue à vácuo e agulha para coleta à vácuo (FIG. 4.19). Para a coleta da urina, o abdômen do coelho foi aberto e a bexiga foi exposta; uma agulha com seringa perfurou a bexiga e aspirou a urina (cerca de 5 ml) (FIG. 4.20). FIG Punção cardíaca após anestesia do coelho. FIG Aspiração da urina após exposição da bexiga. As coletas de sangue e urina foram realizadas com o animal vivo, por isso houve necessidade de anestesiá-lo. O material coletado foi enviado para o laboratório de análises clínicas veterinárias VetLab (Petrópolis, RJ) e o método 42

45 utilizado na análise do sangue, para os íons Cr, Mo e Fe foi espectrofotometria de absorção atômica; e da urina, para análise do Ni, foi absorção atômica Remoção dos implantes ortodônticos Após as coletas de sangue e urina, a eutanásia do animal foi realizada com uma injeção de cloreto de potássio, que é cardiotóxica e realizada com o animal anestesiado. A tíbia foi dissecada cuidadosamente para que a remoção dos IO pudesse ser realizada. O torquímetro digital foi utilizado para aferir o torque de remoção (FiG. 21 a 22). Somente três IO foram removidos, um permaneceu no osso para que a peça osso/io pudesse ser analisada ao microscópio eletrônico de varredura (MEV). FIG Tíbia do coelho após a dissecação. FIG Aferição do torque de remoção dos IO. 43

46 Após a remoção dos IO, a tíbia foi seccionada com serra, de maneira a obter duas peças anatômicas: uma com o IO não removido para análise no MEV e outra com a presença do orifício para confecção de lâmina histológica (FIG a 4.24). Foram removidos os tecidos moles dos blocos ósseos e, em seguida, estes foram armazenados em potes contendo formol 10% para a fixação. FIG Secção da tíbia com serra. FIG As duas peças anatômicas obtidas da tíbia Análise do osso/implante ortodôntico no MEV A peça anatômica contendo osso/io foi submetida à desidratação seguindo a seguinte sequência: álcool 70% por uma hora; álcool 95% por uma hora; e álcool 100% por três horas trocando a solução a cada hora. As peças foram então clivadas, 44

47 com um bisturi e martelo, no sentido de seu longo eixo de modo que fossem obtidas duas metades, sendo uma contendo o implante. O fragmento osso/io foi recoberto com ouro e a análise da morfologia superficial na região da interface osso/oi foi feita por microscopia eletrônica de varredura com o microscópio FEI Quanta 250 FEG (FIG a 4.27). FIG Aspecto do bloco osso/io após desidratação. FIG Bloco osso/io após clivagem. 45

48 FIG Bloco osso/io recoberto com ouro Preparação das lâminas histológicas A peça óssea cujo IO foi removido foi utilizada para a confecção de lâmina histológica com o intuito de analisar, no microscópio óptico, a região ao redor da área de instalação do IO. O objetivo foi avaliar a morfologia óssea, comparando com o osso normal para detectar possíveis alterações. Após a fixação em formol 10%, foi realizada a descalcificação com descalcificador de Ebner, durante 7 dias e lavado em água por duas horas. Em seguida, a peça foi desidratada em ordem crescente de concentração de álcool e xilol. A seguir, fez-se a inclusão em parafina para posterior cortes, ao micrótomo, com espessura de 6 micrômetros. As lâminas foram coradas com hematoxilinaeosina (HE). As lâminas foram analisadas utilizando o sistema de aquisição com microscópio de luz (microscópio PrimoStar e câmera Axiocam ERc 5, Zeiss. Programa Axiovision) pertecentes ao laboratório de Biologia do Desenvolvimento e Tumorigênese, Departamento de Morfologia, Centro de Ciências da Saúde/UFES. As lâminas foram confeccionadas com blocos ósseos sem o IO, uma vez que o micrótomo utilizado não cortava aço inoxidável. O aspecto da lâmina pode ser visto na figura

49 FIG Aspecto da lâmina, corada com HE Testes in vitro Foram realizados testes in vitro de inserção e remoção de IO em osso artificial. Os ensaios foram complementados pela torção até a fratura para avaliar sua resistência mecânica. Além disso, foi realizado teste de corrosão do aço inoxidável F138 com dois acabamentos superficiais: polimento mecânico e ataque químico. Para os testes de inserção, remoção e fratura, foram utilizados dez IO de aço F138 e dez de Ti-6Al-4V. Para o teste de corrosão foram utilizadas três amostras de aço F138 com polimento mecânico e três com ataque químico Inserção e remoção de implantes ortodônticos em osso artificial Dez IO de cada liga foram submetidos aos ensaios de inserção e remoção em osso artificial conforme preconiza a Norma ASTM F543: Standard Specification and Test Methods for Metallic Medical Bone Screws. As amostras foram inseridas em blocos de poliuretano com características semelhantes ao osso natural. Os blocos são comercializados pela empresa Nacional Ossos (Jaú, SP) e fabricados com poliuretano com densidade de 20 pcf (pound cubic foot,0,32 g/cm 3 ), simulando o osso esponjoso; e 40 pcf (0,64 g/cm 3 ), simulando o osso cortical. Para analisar a influência da espessura da cortical no torque do IO, foram preparados blocos de osso sintético de 20 pcf contendo lâminas de 40 pcf com espessuras de 2 a 3 mm, formando os seguintes blocos: 47

50 a) Bloco simulando osso com cortical de 2mm (OII): bloco de polímero com densidade de 20 pcf contendo na face superior uma lâmina de 2,0mm de polímero com densidade 40 pcf para simular a cortical. b) Bloco simulando osso com cortical de 3mm (OIII): bloco de polímero com densidade de 20 pcf contendo na face superior uma lâmina de 3,0mm de polímero com densidade 40 pcf para simular a cortical (FIG. 4.29). FIG Blocos de osso artificial com 2 e 3 mm de espessura de cortical. Nos ensaios para inserir e remover os IO foi empregado um dispositivo acoplado na máquina de Ensaio Universal EMIC DL10000, com célula de carga de 50N. O dispositivo possui dois mandris do tipo Jacob. O mandril usado para fixar a chave de inserção é preso em um eixo que é submetido à rotação com uma força controlada pela máquina de ensaio. O mandril usado para fixar o osso é imóvel (FIG a 4.31). A máquina de ensaio fornece o gráfico força versus deslocamento. Conhecendo o diâmetro do eixo de rotação do mandril (0,5 cm) que movimenta a chave de inserção foram calculados os valores dos torques máximos de inserção e de remoção. Torque max = F max x R (0,5 cm) 48