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JOSÉ SEBASTIÃO AFONSO
ESTUDO COMPARATIVO DAS PROPRIEDADES
FUNDAMENTAIS DAS REDES DE POLIPROPILENO USADAS NO
TRATAMENTO DA INCONTINÊNCIA URINÁRIA DE ESFORÇO
Tese apresentada à Universidade
Federal de São Paulo – Escola
Paulista de Medicina para obtenção
do título de Doutor em Ciências
Orientador
Prof. Doutor Manoel João Batista
Castello Girão
Co-orientadores
Prof. Doutor Belmiro Santos Patrício
Prof. Doutor Renato M. Natal Jorge
São Paulo
2008
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JOSÉ SEBASTIÃO AFONSO
ESTUDO COMPARATIVO DAS PROPRIEDADES
FUNDAMENTAIS DAS REDES DE POLIPROPILENO USADAS NO
TRATAMENTO DA INCONTINÊNCIA URINÁRIA DE ESFORÇO
Tese apresentada à Universidade
Federal de São Paulo – Escola
Paulista de Medicina para obtenção
do título de Doutor em Ciências
Orientador
Prof. Doutor Manoel João Batista
Castello Girão
Co-orientadores
Prof. Doutor Belmiro Santos Patrício
Prof. Doutor Renato M. Natal Jorge
São Paulo
2008
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Afonso, José Sebastião
E
studo comparativo das propriedades fundamentais das redes de
polipropileno usadas no tratamento da incontinência urinária de esforço /
José Sebastião Afonso.--São Paulo, 2008.
xxiii, 113f.
Tese (Doutorado) - Universidade Federal de São Paulo. Escola Paulista
de Medicina. Programa de Pós-
Graduação do Departamento de
Ginecologia
Título em inglês: Comparative study of the fundamental properties of
polypropylene meshes used in treatment of stress urinary incontinence
1. Incontinência urinária de esforço 2. Redes de polipropileno
3. Propriedades fundamentais
UNIVERSIDADE FEDERAL DE SÃO PAULO
ESCOLA PAULISTA DE MEDICINA
DEPARTAMENTO DE GINECOLOGIA
CHEFE DO DEPARTAMENTO
PROF. DR. AFONSO CELSO P. NAZÁRIO
COORDENADOR DO PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO
PROF. DR. ISMAEL DALE COTRIM G. SILVA
SUMÁRIO
Dedicatória...............................................................................................
vi
Agradecimentos.......................................................................................
ix
Lista de figuras........................................................................................
xiii
Lista de gráficos......................................................................................
xvi
Lista de tabelas........................................................................................
xviii
Lista de abreviaturas...............................................................................
xx
Resumo.....................................................................................................
xxii
1 Introdução.............................................................................................
1
2 Proposição............................................................................................
23
3 Materiais e Métodos.............................................................................
25
4 Resultados............................................................................................
42
5 Discussão..............................................................................................
77
6 Conclusões...........................................................................................
89
7 Anexos...................................................................................................
91
8 Referências...........................................................................................
99
9 Abstract
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Este trabalho é dedicado:
Ao meu pai Mário,
à minha mãe Linda,
aos meus irmãos Linda e Mário,
à minha esposa Paula,
e aos meus mestres,
do primário à pós-graduação,
por serem luz na minha vida.
viii
Dentre todos os mestres, em
especial ao Prof. Dr. Manoel
João Batista Castello Girão,
Prof. Dr. Belmiro Santos
Patrício e Prof. Dr. Renato M.
Natal Jorge pela oportunidade
e orientação deste trabalho.
A
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s
x
À Prof
a
Dr
a
Marair Gracio Ferreira Sartori, Prof
a
Dr
a
Rosane San Gil,
Prof
a
Dr
a
Teresa Mascarenhas, Prof. Dr. Afonso Celso P. Nazário, Prof. Dr.
António Augusto Fernandes, Prof. Dr. Antonio Perino, Prof. Dr. Dalmo Mandelli,
Prof. Dr. Ismael Dale Cotrim G. da Silva, Prof. Dr. João Bernardes, Prof. Dr.
Oswaldo Luiz Alves, Prof. Dr. Ricardo Muniz Ribeiro, Prof. Dr. Sérgio Mancini
Nicolau, Prof. Dr. Túlio Tadeu Marcolini e Prof. Dr. Valderes Drago, por
contribuírem de forma inestimável em minha jornada da pós-graduação.
À Dr
a
Claudia Cristina Takano, Dr
a
Raquel Martins Arruda, Dr .Mauro
Suguita e Dr. Rodrigo A. Castro, pelo incentivo.
Ao amigo pós-graduando e físico Pedro Martins e à química Marly
Soldi, que compartilharam fases da elaboração deste trabalho, tornando-o
possível.
Ao engenheiro químico Vitor Lacerda Maurício, à funcionária e amiga
do Departamento de Ginecologia Karim Santos, e aos meus amigos do Setor
de Uroginecologia e Cirurgia Vaginal da UNIFESP, pelo apoio.
Às técnicas da CAPES Lúcia Alves, Marta Elias e Sandra Lopes, os
meus anjos da guarda no estágio de doutorado no exterior.
À Universidade Federal de São Paulo, Universidade do Porto,
Universidade Federal de Santa Catarina e Universidade Estadual de Campinas,
por oportunizarem a minha pós-graduação e realização deste trabalho.
xi
À Universidade Federal de Uberlândia e Universidade dos Estudos de
Palermo, pela minha formação e especialização médica.
xii
E ao Governo Federal e povo brasileiro, através do órgão de fomento
CAPES, pela confiança depositada, sendo o trabalho realizado com auxílio de
bolsa do Programa de Doutorado no País com Estágio no Exterior (n° do
processo: BEX2376/06-7).
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Figuras
Figura 1 - Fechamento ativo durante o esforço. Teoria da “rede”
(hammock) e teoria integral.......................................................................
6
Figura 2 - Dispositivo obturador para o tratamento da incontinência
urinária de esforço....................................................................................
7
Figura 3 - Diversidade de geometria das redes............................................
9
Figura 4 - Curvas características representando a relação entre tensão e
deformação..............................................................................................
10
Figura 5 - Ensaio de tração..........................................................................
11
Figura 6 - Curvas esquemáticas representando a relação entre rigidez e
espessura................................................................................................
12
Figura 7 - Estéreo-isomerismo.....................................................................
15
Figura 8 - Polímero semicristalino................................................................
16
Figura 9 - Relações aproximadas entre a massa molecular, a temperatura
de transição vítrea, a temperatura de fusão, e as propriedades do
polímero...................................................................................................
18
Figura 10 - Rede cirúrgica comercial............................................................
20
Figura 11 - Aparato experimental e esquematização dos testes mecânicos
28
Figura 12 - Curva típica de carga-deslocamento.........................................
29
Figura 13 - Material poroso em duas e três dimensões extraídos de
microtomografia........................................................................................
31
Figura 14 - Geometria fundamental das redes.............................................
46
Figura 15 - Microtomografia (Aris™)............................................................
50
Figura 16 - Microtomografia (Auto Suture™)................................................
51
Figura 17 - Microtomografia (Avaulta™).......................................................
52
xv
Figura 18 - Microtomografia (TVTO™)..........................................................
53
Figura 19 - Microtomografia (Uretex™).........................................................
54
Figura 20 - FTIR de polipropileno..................................................................
71
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Gráficos
Gráfico 1 - Média dos resultados dos testes de tração uniaxial....................
44
Gráfico 2 - Média dos resultados dos testes de compressão do anel...........
45
Gráfico 3 - Calorimetria exploratória diferencial (Aris™)...............................
57
Gráfico 4 - Calorimetria exploratória diferencial (Auto Suture™)..................
58
Gráfico 5 - Calorimetria exploratória diferencial (Avaulta™).........................
59
Gráfico 6 - Calorimetria exploratória diferencial (TVTO™)...........................
60
Gráfico 7 - Calorimetria exploratória diferencial (Uretex™) .........................
61
Gráfico 8 - FTIR, transmissão (Aris™)..........................................................
64
Gráfico 9 - FTIR, transmissão (Auto Suture™).............................................
65
Gráfico 10 - FTIR, transmissão (Avaulta™)..................................................
66
Gráfico 11 - FTIR, transmissão (TVTO™)....................................................
67
Gráfico 12 - FTIR, transmissão (Uretex™)...................................................
68
Gráfico 13 - FTIR, absorção (Aris™)............................................................
72
Gráfico 14 - FTIR, absorção (Auto Suture™)...............................................
73
Gráfico 15 - FTIR, absorção (Avaulta™)......................................................
74
Gráfico 16 - FTIR, absorção (TVTO™)........................................................
75
Gráfico 17 - FTIR, absorção (Uretex™).......................................................
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xix
Tabelas
Tabela 1 - Alterações nas propriedades mecânicas nas diferentes
variações de estrutura da cadeia polimérica do polipropileno..................
17
Tabela 2 - Rigidez à tração uniaxial.............................................................
43
Tabela 3 - Propriedades geométricas fundamentais das redes....................
47
Tabela 4 - Densidade relativa do polipropileno e largura das redes.............
47
Tabela 5 - Picnômetro...................................................................................
48
Tabela 6 - Calorimetria exploratória diferencial.............................................
62
Tabela 7 - Valores de referência...................................................................
62
Tabela 8 - Características dos picos de absorção no infravermelho do
polipropileno isotático................................................................................
70
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Abreviaturas
a- PP
Polipropileno atático
ASTM
American Society for Testing and Materials
Standards
C-NMR
Ressonância nuclear magnética com carbono 13
DSC
Calorimetria exploratória diferencial
FTIR
Espectrômetro por transformada de Fourier
(infravermelho)
i-PP
Polipropileno isotático
IUE
Incontinência urinária de esforço
J
Joule (unidade de energia)
N
Newton (unidade de medida de força)
NIST
National Institute of Standards and Technology
PP
Polipropileno
Tc
Temperatura de cristalinização
T
g
Temperatura de transição vítrea
T
m
Temperatura de fusão
Resumo
Resumo
xxiii
Objetivo: A fim de compreender o que distingue as diferentes redes de
polipropileno, usadas como implantes para o tratamento da incontinência
urinária de esforço (IUE), foram avaliadas suas propriedades fundamentais.
Métodos: Cinco diferentes tipos de redes foram testadas. Os métodos
mecânicos usados consistiram no teste de tração uniaxial (rigidez à tração) e
no teste experimental de compressão contínua do anel (rigidez à flexão). Os
testes químicos consistiram na calorimetria exploratória diferencial (DSC),
microtomografia e infravermelho (FTIR). Ademais, foram pesquisadas a
geometria da rede (microscopia eletrônica) e a densidade linear (picnômetro).
Resultados: A diferença mais significativa do comportamento de rigidez à
tração foi entre Aris™ (maior rigidez à tração) e TVTO™ (menor rigidez à
tração). Para a análise dos dados experimentais, dividimos a rigidez a flexão
em dois grupos. O primeiro grupo incluiu Auto Suture™ e Aris™. As duas redes
apresentaram comportamentos similares de rigidez à flexão. O segundo grupo
incluiu TVTO™, Uretex™ e Avaulta™. A diferença entre os dois grupos é
evidente comparando TVTO™ (maior rigidez à flexão) e Aris™ (menor rigidez à
flexão). O material das redes é o polipropileno isotático. Entre as redes usadas
no tratamento da IUE, a Aris™ apresentou o menor diâmetro de fibra,
densidade linear e grau de cristalinidade. Conclusões: Em relação às redes
usadas no tratamento da IUE, este estudo demonstrou que há diferenças
significativas nas propriedades mecânicas, e uma relação direta entre o
diâmetro da fibra, densidade linear e grau de cristalinidade do polipropileno
com a rigidez à flexão.
1 Introdução
Introdução
2
A incontinência urinária é toda perda involuntária de urina, sendo que
a de esforço é definida como toda perda involuntária de urina durante o esforço
(Abrams et al, 2002). A Organização Mundial de Saúde considera a
incontinência urinária como um grande problema de saúde pública, afetando
mais de 200 milhões de pessoas (Zanetti et al, 2007). DeLancey (2005) alerta
para a epidemia escondida, corroborando com trabalhos anteriores que
ressaltam a subestimativa do problema, tendo em vista uma menor procura do
tratamento nos serviços de saúde, a não real atenção ao problema pelas
autoridades públicas (Burgio et al, 1991; Gonzalez et al, 1999) e mesmo a
omissão da queixa por parte das pacientes (Cardozo, 1999). Em nosso meio,
corresponde a 10% das queixas ginecológicas (Ribeiro et al, 1990).
A prevalência na literatura é variável, dependendo da população e da
faixa etária. É menor nas mulheres jovens, aumentando com a idade (Roberts
et al, 1998), mais rapidamente entre 70 e 80 anos, sendo que há concordância
que atinge cerca de 1/3 das mulheres na terceira idade. No condado de
Washtenaw, Michigan, 37% das mulheres com mais de 60 anos apresentavam
incontinência urinária (Diokno et al, 1986). Do mesmo modo, estudo espanhol
demonstrou a prevalência em aproximadamente 1/3 da população feminina
acima de 60 anos (Gonzalez et al, 1999). Em Pequim, Zhu et al (2006)
pesquisaram 5.300 mulheres entre 20 e 99 anos e relataram incontinência
urinária em 38,5%, sendo 22,9% incontinência de esforço, 2,8% urge-
incontinência e 12,4% incontinência mista. Portanto, confirma-se tratar de um
problema universal. Há diferenças em grupos populacionais, como, por
exemplo, estudos têm demonstrado que as jovens atletas que praticam esporte
de alto impacto têm risco maior de incontinência urinária, sendo encontrada em
Introdução
3
80% das que praticam trampolim e não encontrada nas que praticam golfe (Bo,
2004; Carls, 2007).
Com uma correta e pormenorizada avaliação, há grandes variações
na severidade, freqüência e impacto da incontinência, sendo o grau de
incômodo particularmente significativo para determinar quem necessitará de
tratamento. Nas mulheres, o incômodo moderado e severo tem uma
prevalência de aproximadamente 3% a 17%. Portanto, nem toda incontinência
urinária demanda tratamento médico (Nitti, 2001).
A afecção acarreta um decréscimo significativo na qualidade de vida
das mulheres e altos custos financeiros, com impacto econômico significativo e
progressivo, individual e coletivo (Versi, Harvey, 1998; Wagner, Hu, 1998;
Wilson et al, 2001; Subak et al, 2006; Zhu et al, 2006). Em 1995, apenas nos
Estados Unidos da América, na população acima de 60 anos, a incontinência
urinária impôs uma carga financeira individual, familiar e dos seguros de saúde
somados na ordem de 26 bilhões de dólares anuais, contra 16,4 bilhões em
1993, e 8,2 bilhões em 1984 (Wagner, Hu, 1998). Em 2005, as nortes-
americanas com incontinência urinária severa gastaram cerca de 900 dólares
anuais com os cuidados de rotina (Subak et al, 2006).
As duas teorias etiológicas para a incontinência urinária de esforço,
atualmente mais aceitas, são a hipermobilidade do colo vesical e/ou uretra e o
defeito esfincteriano intrínseco. Ambas as alterações estão associadas na
maioria das mulheres, sendo que o defeito intrínseco puro pode ser encontrado
em incontinência urinária de causas neurológicas (Abrams et al, 2005). Porém,
na maioria das vezes, as causas são multifatoriais, destacando o trauma de
parto, o hipoestrogenismo e o envelhecimento, sendo que o trauma de parto é
Introdução
4
o principal fator envolvido no seu desenvolvimento (Rortveit et al, 2003;
Mascarenhas, 2006). São também citados outros fatores como, por exemplo, a
obesidade, a tosse crônica, o fumo, a obstipação intestinal e os defeitos no
tecido conjuntivo que une as estruturas anatômicas, no que tange a sua
composição celular e a sua matriz extracelular (Takano, 2007).
O mecanismo de continência feminino é complexo. O fechamento
eficaz da uretra feminina, em situações de esforço, é considerado dependente
da integridade e ação conjunta das várias estruturas anatômicas conectadas ao
órgão e sua inervação, cuja lesão compromete o tônus dos músculos do
assoalho pélvico (Ulmsten, 1997). Funcionalmente, as estruturas mais
importantes são a parede vaginal suburetral, os ligamentos pubouretrais, os
músculos pubococcígeos e o tecido conectivo para-uretral (Petros, Ulmsten,
1990; Petros, Ulmsten, 1993; Falconer et al, 2001). Além do defeito intrínseco
uretral, há razões para acreditar que a incontinência urinária de esforço nas
mulheres é causada por defeitos nas estruturas/tecidos acima mencionados,
sendo que deste modo a uretra não fecha nas situações de esforço (DeLancey,
1994; Falconer et al, 2001).
Contribuem para a manutenção da pressão intra-uretral: a
musculatura estriada da uretra e do assoalho pélvico; os vasos da submucosa
uretral e a musculatura lisa; e os tecidos conjuntivos uretral e para-uretral,
sendo que cada um desses componentes é responsável por cerca de um terço
desta pressão (Rud et al, 1980; Bazhenov, Blinova, 2002).
Para explicar o mecanismo integrado da continência urinária, há duas
teorias a serem consideradas, sendo que sob determinado prisma, uma não é
necessariamente excludente em relação à outra, e talvez até complementares.
Introdução
5
Na hipótese da “rede” (hammock), proposta por DeLancey (1994), a
continência urinária é proporcionada pela contra-pressão oferecida pela fáscia
endopélvica e parede vaginal anterior sob a forma de rede, ambas fixas na
parede pélvica pelo arco tendíneo da fáscia pélvica e músculo levantador do
ânus, portanto, dependentes da integridade de todas estas estruturas. Com a
perda desta integridade, ocorre perda urinária pela falta de anteparo para a
uretra ou pelo posicionamento extra-abdominal da mesma.
Segundo a teoria integral proposta por Petros e Ulmsten (1990),
resumidamente pode-se dizer que a tração ântero-superior da uretra,
contrabalançada pela tração póstero-inferior, exercidas pelo músculo
levantador do ânus, fecham a uretra durante o esforço (Figura 1). Deste modo,
a vagina transmite as forças musculares à uretra e ao colo vesical. As fibras
rápidas de contração do músculo pubococcígeo direcionam as três forças,
sendo que o platô do músculo levantador do ânus e o músculo longitudinal
externo do ânus estiram e giram a vagina e a base da bexiga em um plano em
torno do ligamento pubo-uretral, torcendo o colo vesical. Ao mesmo tempo, o
músculo pubococcígeo, componente do músculo levantador do ânus (Netter,
1999), fecha a uretra ao longo de seu comprimento. Se há lesão das estruturas
da região anterior, predomina a tração póstero-inferior da uretra e alteração da
angulação. Desta forma, a uretra não é efetivamente fechada e ocorre a perda
de urina durante o esforço (Petros, Riccetto, 2005; Petros,2007).
Introdução
6
Figura 1 - Fechamento ativo durante o esforço. Teoria da “rede”
(hammock) e teoria integral. As três forças musculares e a pressão
abdominal estiram e fecham a uretra e o colo vesical, suportadas pela
integridade das estruturas. += hammock; LUS= ligamento uterosacro; LPU=
ligamento pubouretral; M.= músculo; Setas= forças musculares. A posição em
repouso é esboçada com linhas pontilhadas. Adaptado e modificado de Kahle e
Frotscher (1998), Lunniss e Phillips (1992) e Petros (2007).
Os implantes, biológicos ou sintéticos, têm como finalidade corrigir a
hipermobilidade do colo vesical e/ou uretra e/ou restabelecer a pressão intra-
uretral (defeito esfincteriano intrínseco). Deste modo, a teoria da rede de
DeLancey (1994) seria uma explicação adequada dos mecanismos de
continência urinária durante o esforço e o conseqüente sucesso cirúrgico dos
implantes (figura 2) (Abrams et al, 2005). Portanto, no intuito de reparar
anatomicamente por meio de próteses, restabelecendo funcionalmente a
continência urinária, diversos materiais, em forma de rede, foram testados para
serem colocados entre a vagina e a uretra, ancorados na pelve, e, portanto,
substituindo na hora do esforço a função dos tecidos lesados, ou seja, os slings
Introdução
7
sintéticos suburetrais. O Teflon, o Gore-Tex (Gore, Flagstaff, AZ, EUA), o
Mersilene (Ethicon Inc., Somerville, New Jersey, EUA) e a Marlex (Bard,
Covington, GA, EUA) foram anteriormente utilizados e causaram uma
quantidade significativa de rejeição (Hilton, Stanton, 1982; Petros, Ulmsten,
1993; Falconer et al, 1996; Falconer et al, 2001). Estudos então foram
realizados pelo grupo escandinavo do Professor Ulmsten para contornar o
problema, e protótipos de slings sintéticos suburetrais foram analisados com
referência ao modus operandi e técnica cirúrgica, seguindo a teoria integral. A
complicação remanescente era a persistente alta taxa de erosão encontrada na
rede de nylon (Petros, 2007), contornada pelo uso de uma nova rede de
polipropileno (Ulmsten et al, 1996), que diferentemente da Marlex, também de
polipropileno, apresentava rigidez significativamente menor (Dietz et al, 2003).
Figura 2 – Dispositivo obturador para o tratamento da incontinência
urinária de esforço. Apoio sem tensão da uretra média pelo implante.
Passagem através da membrana obturatória e músculo obturador. Adaptado de
Palma et al (2005) e Royal Women's Hospital (2008).
Do ponto de vista mecânico, um material duro em contato com um
Introdução
8
mole induz neste a erosão. É também conhecido que as particularidades da
interface do contato podem ter papel significativo (Wriggers, 2006), abrangendo
inclusive a análise biomecânica (Weaver, Haut, 2005). Deste modo, além da
biocompatibilidade do material, é possível inferir que as taxas de erosão
vaginal e uretral dos slings sintéticos suburetrais podem ser relacionadas com
as propriedades mecânicas das redes, entre outras características, como, por
exemplo, a geometria. A taxa de erosão das novas redes de polipropileno
usadas na cirurgia de incontinência urinária de esforço é de aproximadamente
de 1% a 3% (Petros, 2007), no entanto a baixa elasticidade, microporos
menores que 10µm e fios multifilamentares podem predispor a inaceitável taxa
de 17% a 20% de cicatrização vaginal imperfeita e extrusão da rede (Siegel,
2005; Siegel et al, 2005; Abdel-Fattah et al, 2006).
Do ponto de vista mecânico, flexibilidade pode ser compreendida
como o inverso da rigidez (eFunda, 2007). Redes rígidas podem não
acomodar-se no tecido circunvizinho tanto quanto uma rede mais flexível, além
do que, deste modo, interferir na integração (Comiter, Colegrove, 2004; Siegel,
2005). As redes mais flexíveis parecem aderir e acomodar-se aos tecidos
subjacentes melhor do que as redes rígidas (Siegel, 2005). A indústria refere
que a flexibilidade da rede está relacionada com a sua geometria, bem como, a
espessura do fio, sendo que redes de polipropileno usadas especificamente
para o tratamento de incontinência urinária de esforço podem apresentar cerca
de 50% a mais de flexibilidade que uma rede não específica (Johnson &
Johnson Company, 2003).
Portanto, enorme diversidade de desenhos geométricos, nós (Cosson
et al, 2003; Siegel, 2005; Abdel-Fattah et al, 2006) e morfologia dos fios
Introdução
9
monofilamentados (Chu et al, 1993), com diferenças de flexibilidade, poderão
ser encontradas entre as diferentes redes uroginecológicas (Figura 3).
Figura 3 – Diversidade de geometria das redes – modo de tecer,
entrelaçamento industrial (nós) e estrutura das fibras (fios). Adaptado de
Cosson et al (2003).
Na mecânica dos sólidos, o módulo da elasticidade (ou módulo de
Young) é a medida da rigidez de um determinado material. Até certo limite,
dependendo do material e temperatura, as tensões aplicadas são
aproximadamente proporcionais às deformações. Portanto, do ponto de vista
Introdução
10
prático a elasticidade pode ser compreendida como a capacidade dos corpos
materiais de se deformarem ao serem submetidos a ações externas (forças),
retornando à sua forma original quando a ação externa é removida, sendo que
a resistência proporcionada pelo corpo material a sua própria deformação é a
rigidez. Muitos materiais, como é o caso dos metais apresentam relação linear
entre tensão e deformação (figura 4-a). No entanto, muitos outros, como é o
caso dos tecidos moles dos seres vivos não apresentam essa relação linear de
forma clara (Fung, 1993) (figura 4-b).
Figura 4 – Curvas características representando a relação entre tensão e
deformação – em a) tem-se uma relação linear, em b) uma relação não linear,
em c) tem-se as duas relações.
Acima de uma determinada tensão, conhecida como limite elástico ou
limite de escoamento, o sólido pode deformar-se irreversivelmente, exibindo
um comportamento plástico até a sua ruptura (figura 4-c). A rigidez pode ser
determinada pela inclinação de uma reta de tensão-deformação, criada durante
os testes de tração conduzidos em uma amostra do material (Popov, 1990;
Wriggers, 2006; eFunda, 2007). Dentro deste princípio, Dietz et al (2003) testou
diversas redes usadas em uroginecologia, feitas de polipropileno, nylon,
poliéster e politetrafluoretileno. Para tanto, realizou testes de tração uniaxial
(Figura 5).
Introdução
11
Figura 5 – Ensaio de tração. Adaptado de Dietz et al (2003). O comprimento
do deslocamento do corpo de prova dentro do seu limite elástico configura o
seu alongamento e a carga necessária para tanto define a sua rigidez a tração
(Keller et al, 1997; eFunda, 2007).
No entanto, se apenas o teste de tração uniaxial, realizado em fios da
mesma espessura, possa demonstrar satisfatoriamente a rigidez comparativa
dos materiais (Chu et al, 1993), isto pode ser adverso quando se tratar de uma
estrutura complexa como a rede, com variáveis de geometria e espessura a
serem consideradas.
No teste de tração, a rigidez da amostra é diretamente proporcional
aos valores da espessura (figura 6-a). Entretanto, há uma variação cúbica com
a espessura (figura 6-b) no teste de rigidez à flexão (Popov, 1990). Portanto,
em se tratando de redes, apenas o teste de tração pode não refletir
Introdução
12
comparativamente a rigidez à flexão dos corpos materiais pesquisados, sendo
que os testes comparativos poderão até apresentar uma hierarquia de rigidez
diversa da outra.
Figura 6 – Curvas esquemáticas representando a relação entre rigidez e
espessura – em a) tem-se uma relação linear, em b) uma relação cúbica.
Atualmente, o polipropileno é considerado o material mais propício no
reparo do pavimento pélvico. Falconer et al (2001) investigaram a influência, no
tecido conectivo para-uretral, de diferentes materiais de slings usados na
cirurgia de incontinência. Os autores encontraram uma mínima reação
inflamatória, sem mudanças significativas na solubilidade do colágeno no grupo
do polipropileno. Cosson et al (2003) revisaram a literatura a respeito de todos
os tipos de implantes sintéticos usados no reparo do prolapso e no tratamento
da incontinência urinária de esforço, e analisaram as propriedades mecânicas e
a tolerância dos vários produtos usados. O mais promissor pareceu ser as
redes de polipropileno, que apresentaram melhores propriedades mecânicas
de durabilidade e flexibilidade em relação às demais.
Introdução
13
No entanto, dentro da vasta diversidade, há de ser considerado qual a
variedade estrutural da cadeia polimérica do polipropileno utilizado, bem como
se há ou não algum aditivo químico, uma vez que isto interfere nas
propriedades mecânicas do material, como a rigidez e durabilidade (Brandrup
et al, 1999; eFunda, 2007). Ademais, o material sofre alterações durante o
processo de fabricação da rede, desde a extrusão até a tecelagem, sendo o
fato observado na literatura quando se refere à morfologia interna dos fios
usados em sutura cirúrgica e redes inguinais (Chu et al, 1993; Gaoming et al,
2005).
O polipropileno, produzido desde 1950, possui as suas propriedades
muito bem estabelecidas, seguindo uma padronização internacional, e sendo
utilizado para as mais variadas aplicações na indústria (eFunda, 2007). É um
polímero termoplástico, sendo que o polímero é uma substância formada de
moléculas com grande massa molecular, composta de repetidas unidades
estruturais, ou monômeros, conectados por ligações químicas covalentes. A
nomenclatura do polímero é geralmente baseada no tipo de monômero
incluído. Polímeros que contêm somente um tipo de monômero são conhecidos
como homopolímeros, enquanto polímeros que contém uma mistura de
monômeros são conhecidos como copolímeros. O homopolímero de
polipropileno é um hidrocarboneto insaturado, portanto, contendo somente
átomos de hidrogênio e carbono (Maier, Calafut, 1998; Brandrup et al 1999;
eFunda, 2007).
O monômero do polipropileno é o propileno, subproduto gasoso do
refino do petróleo. Na reação de polimerização os monômeros são juntados em
uma longa cadeia, por catálise sob rigoroso controle de pressão e temperatura
Introdução
14
(Maier, Calafut, 1998).
A molécula de propileno é adicionada na cadeia do polímero em uma
orientação tridimensional particular. Com a catálise de Ziegler-Natta ou
metalocênica (comercial), este processo é altamente estéreo-específico. Deste
modo, o polipropileno pode ser isotático, sindiotático ou atático, dependendo da
orientação do grupo metil (CH
3
). No polipropileno isotático, o grupo metil
encontra-se do mesmo lado da cadeia do polímero, sendo que devido a este
arranjo regular e repetitivo, apresenta um alto grau de cristalinidade. No
polipropileno sindiotático, o grupo metil é alternado em lados opostos, com uma
configuração oposta relativamente exata na cadeia do polímero. No
polipropileno atático, o grupo metil apresenta uma configuração aleatória na
espinha dorsal do polímero (figura 7) (Maier, Calafut, 1998; Lever, 2008).
Quantidades de seguimentos isotático, atático e sindiotático são determinadas
nas condições de polimerização e catálise (Maier, Calafut, 1998). Portanto, há
“n” possibilidades de configurações estéreo-químicas.
Introdução
15
Isotático
Sindiotático
Atático
Figura 7 – Estéreo-isomerismo. Diferentes configurações ou isômeros óticos
são possíveis. Estéreo-química pode ter um importante efeito na cadeia do
polímero. O Polipropileno 100% isotático é altamente cristalino, apresentando
um ponto de fusão de 174° C e uma densidade a 25° C entre 0.936 e 0.943
g/cm
3
. Por outro lado, o polipropileno isotático com componente atático é mais
amorfo, levemente não cristalino, com um ponto de fusão menor e densidade a
25° C entre 0,850 e 0,854 g/cm
3
Há uma relação direta entre a cristalinidade e rigidez, portanto, o
polipropileno isotático é mais rígido que o sindiotático, que por sua vez é mais
rígido que o atático. O aumento da quantidade de polipropileno atático, em uma
formulação predominantemente isotática, aumenta a resistência ao impacto na
temperatura ambiente, aumenta o alongamento e diminuí a rigidez e
. Adaptado de Brandrup et al (1999), Lever
(2008) e Department of Chemistry at Washington University in St. Louis (2008).
Introdução
16
opacidade. A cristalinidade surge da taticidade
1
(estéreo-regularidade) da
estrutura molecular. Portanto, o polipropileno é um polímero semicristalino, e
diferentes graus de cristalinidade são possíveis dependendo da estrutura
estéreo-química, das condições de polimerização e a presença de aditivos
(figura 8). Por outro lado, o polipropileno atático é predominantemente amorfo
devido a sua estrutura molecular aleatória e irregular (Maier, Calafut, 1998; Lee
et al, 2000).
Figura 8 - Polímero semicristalino. Regiões cristalinas e amorfas. Adaptado
de Lee et al (2000).
Ademais, o polipropileno tem massa molecular variável e alta
(220.000 – 700.000), sendo o seu grau de resistência diretamente relacionado.
Alta massa molecular fornece alta resistência ao impacto (Maier, Calafut, 1998;
Brandrup et al, 1999) (Tabela 1).
1
Nos estéreo-isômeros, os átomos são ligados na mesma ordem em uma configuração
cabeça-calda, mas diferem em seu arranjo espacial. A orientação de cada monômero que
adiciona ao crescimento da cadeia é conhecida como taticidade (Stuart, 2004).
Introdução
17
_______________________________________________________________
Tabela 1 – Alterações nas propriedades mecânicas nas diferentes variações de
estrutura da cadeia polimérica do polipropileno (mistura de isotático e atático).
Adaptado de Maier e Calafut (1998).
_______________________________________________________________
Propriedades mecânicas
Efeitos do aumento da
quantidade do PP atático
Efeitos do aumento da
massa molecular
Resistência ao impacto na
temperatura ambiente
aumenta aumenta
Alongamento
aumenta aumenta
Rigidez
diminui -
Dureza
diminui diminui
Temperatura de fusão
diminui -
Temperatura de
cristalinização
diminui diminui
_______________________________________________________________
A natureza do entrelaçamento interno das cadeias determina as
propriedades macroscópicas da matéria plástica (eFunda, 2007). Segundo Lee
et al (2000), as propriedades físicas dos polímeros podem ser afetadas de
muitas maneiras. A composição química e o arranjo das cadeias têm um
grande efeito nas propriedades finais. Por tais meios, os polímeros podem ser
feitos sobre medida para encontrar-se com a finalidade de sua aplicação. A
rigidez do polímero é devida primeiramente à imobilização ou emaranhado das
cadeias, sendo deste modo alterado pela massa molecular e sua distribuição
(polidispersão). Aumentando a massa molecular das cadeias, o polímero torna-
se mais longo e menos móvel, resultando em um material mais rígido (figura 9).
Igualmente importante é a polidispersão, sendo que se houver cadeias curtas
Introdução
18
entre as longas, estas agirão como plastificantes, possibilitando,
conseqüentemente, maior mobilidade à cadeia polimérica. Outra maneira de
mudar as propriedades é alterando a composição química da espinha dorsal ou
das correntes laterais, como, por exemplo, substituir o carbono da espinha
dorsal de um polietileno com oxigênio ou enxofre diminuirá as temperaturas do
derretimento e de transição vítrea, e, desde modo, a cadeia torna-se mais
flexível pelo aumento da liberdade de rotação (Lee et al, 2000).
Figura 9 - Relações aproximadas entre a massa molecular, a temperatura de
transição vítrea (T
g
), a temperatura de fusão (T
m
), e as propriedades do
polímero. Adaptado de Lee et al (2000).
Quanto ao processo industrial do produto derivado do polipropileno,
podem ser obtidos pelo processo de extrusão inúmeros artigos contínuos, que
incluem tubos, chapas, ráfia, fibras, etc. As fibras de polipropileno são usadas
para a produção de, por exemplo, carpetes, tapetes, cordas e fios. O material é
fundido em uma extrusora e forçado através de furos minúsculos, formando as
fibras (Suzano, 2008). Com referência às redes cirúrgicas, tanto o processo
Introdução
19
industrial de extrusão (qualidade da fibra) como o de tecelagem (regularidade
do transado, acabamento das bordas e tratamento térmico) demandam
tecnologia própria (figura 10) (Ethicon, 2008).
A técnica industrial de extrusão do monofilamento de polipropileno
para fins de sutura cirúrgica é descrita por Listner (1971), posteriormente
aperfeiçoada por Lennard et al (1990), e a técnica industrial de tecelagem de
redes cirúrgicas por Gaoming et al (2005).
Chu et al (1993) testaram fios de suturas cirúrgicas Surgipro™,
manufaturados pela U.S. Surgical, comparando com fios de Prolene™ de
mesma espessura, manufaturados pela Johnson & Johnson Company. Ambos
monofilamentos de polipropileno. Foram pesquisadas as propriedades
fundamentais: grau de cristalinidade, temperatura de fusão, morfologia das
fibras e propriedades mecânicas. As diferenças principais estavam na
morfologia interior da fibra, e, apesar de próximas, no grau de cristalinidade e
temperatura de fusão. As fibras de sutura do Surgipro™ mostraram a
morfologia interior homogênea, enquanto as fibras de Prolene™ exibiram duas
morfologias distintas. Estes dois tipos de fibras responderam também
diferentemente aos três métodos de esterilização testados. Os fios de sutura da
Surgipro™ são menos afetados do que o controle de Prolene™. Os autores
concluíram que embora quimicamente idênticas, as desprezíveis diferenças da
morfologia das fibras poderia ser decorrente de diferenças também
desprezíveis no processo técnico industrial de fabricação, na história térmica,
e/ou a massa molecular do material em seu estado original.
Conseqüentemente, estas diferenças refletiram nas propriedades mecânicas e
térmicas dos fios. Pôde-se extrair também que os autores, ao considerarem as
Introdução
20
fibras “quimicamente idênticas”, não levaram em consideração a estrutura da
cadeia polimérica.
Figura 10 – A rede cirúrgica comercial apresenta uma fibra homogênea e uma
rede simétrica e com bordas bem acabadas. Adaptado de Ethicon, 2008.
No entanto, a tela cirúrgica, seu produto, somente pode ser
Introdução
21
comparada com outras telas cirúrgicas, não existindo nenhuma padronização
para tanto. Dietz et al (2003) referem que um ponto crítico do seu estudo
poderia ser a comparação da rigidez além do limite elástico, tendo em vista o
comportamento não-linear das amostras, provavelmente pela alteração de sua
arquitetura, isto é, o desfiamento da trama da rede. Entretanto, este fenômeno
é improvável de ser clinicamente relevante, uma vez que as forças exercidas
por aumentos da pressão intra-abdominal não excedem a 10-16 N
(Schumpelick et al, 1999), sendo que os limites elásticos de todos os materiais
testados estavam bem acima desta escala. Vale ressaltar que não há dados
sobre a tensão que o material sofre na região suburetral, sendo o uso da
pressão intra-abdominal, transcritos de artigos sobre hérnias abdominais, na
verdade, apenas uma estimativa. A hipermobilidade do colo vesical, movimento
dorso caudal maior que 15 mm, mantida após o tratamento cirúrgico é
relacionada com o aumento das taxas de insucesso e outras complicações
(Viereck et al, 2006). Apesar das redes serem colocadas livres de tensão, a
flexibilidade que pode ser utilizada em uroginecologia teria os limites
hipoteticamente estabelecidos pela preservação da durabilidade, bem como
resistência, mantendo deste modo a função de suporte que se espera do
produto.
Vale ressaltar que o polipropileno é um material de baixo custo
(eFunda, 2007), no entanto, as telas uroginecológicas são de alto custo
(Kobelt, Fianu-Jonasson, 2006) e atualmente não disponíveis em todo sistema
público de saúde brasileiro. Conseqüentemente, um melhor entendimento das
propriedades fundamentais das redes uroginecológicas, comercialmente
disponíveis e clinicamente testadas com um relativo sucesso (Petros, 2007),
Introdução
22
poderá, quiçá, ajudar no desenvolvimento futuro de redes economicamente
acessíveis.
2 Proposição
Proposição
24
A fim de compreender o que distingue as diferentes redes
monofilamentadas de polipropileno, usadas como implantes para o tratamento
da incontinência urinária de esforço, avaliaremos suas propriedades
fundamentais.
3 Materiais e Métodos
Materiais e métodos
26
Foram testadas cinco marcas disponíveis comercialmente (Aris™,
TVTO™, Uretex™, Avaulta™ e Auto Suture™). Aris™, TVTO™ e Uretex™ são
indicadas para o tratamento da incontinência urinária de esforço feminina
resultante de hipermobilidade uretral e/ou deficiência intrínseca do esfíncter.
Foram incluídas nesta análise como parâmetros de comparação a Avaulta™,
indicada para o reforço do tecido e estabilização das estruturas fásciais do
assoalho pélvico no prolapso da parede vaginal, e a Auto Suture™ (rede
Surgipro, referência SPMM35), que ainda não foi clinicamente testada para o
reparo do assoalho pélvico.
Dentro das propriedades fundamentais, foram pesquisadas:
Rede - rigidez à tração, rigidez à flexão,
geometria (diâmetro dos fios e poro), volume, densidade linear
e peso;
Fibra – morfologia;
Material (caracterização do polímero) –
transição vítrea, temperatura de fusão, cristalinidade,
densidade relativa, espectroscopia vibracional de absorção no
infravermelho.
Rigidez à tração e rigidez à flexão da rede
Dois tipos de testes mecânicos foram realizados com a finalidade de
identificar a rigidez comparativa das redes, dos quais três propriedades
mecânicas foram extraídas. O primeiro método consistiu no teste clássico de
tensão uniaxial (Dietz et al, 2003). A outra experiência executada permitiu a
comparação do comportamento das amostras de rede em uma situação onde
Materiais e métodos
27
as propriedades mecânicas de flexão são dominantes. O teste mecânico
planejado para este fim é inspirado nos testes de compressão executados em
tubulações (Moser, 2001). Para cada tipo de sling sintético que foi estudado, 3
espécimes, com comprimento total de aproximadamente 40 mm (±0,5 mm),
com corpo de prova de 20 mm (±0,5 mm), foram preparadas para o teste de
tração e de aproximadamente 80 mm (±0,5 mm) para o teste experimental de
compressão do anel. Usamos bisturi para cortar o material original. Havia
variações discretas na largura de acordo com as especificações técnicas de
cada marca de rede testada. As amostras da rede Auto Suture™ foram
cortadas com a largura média encontrada nas outras redes testadas.
Teste de tração (figura 11-a) - Todas as amostras foram testadas com
taxa constante de deslocamento de 5 mm/min em um equipamento mecânico
projetado especialmente para testar materiais macios com carga baixa (Martins
et al, 2006). Os valores da carga e do deslocamento foram gravados e dois
parâmetros (E
I
e E
II
) puderam ser extraídos de uma curva, de acordo com o
esquema ilustrado na figura 12. Duas interpolações lineares com inclinações,
E
I
e E
II
, usaram os intervalos dos pontos de dados do deslocamento de carga,
com cargas na escala 0-500 g para E
I
e cargas na escala 500-2000 g para E
II
.
Estes limites foram utilizados pelo fato que as curvas de deslocamento de
carga, mostradas na figura 12, apresentaram claramente dois diferentes
regimes de comportamento mecânico. Entretanto, o padrão não linear
mostrado pelas curvas do deslocamento de carga para as redes de
polipropileno é observado também em resultados de testes de deslocamento
de carga dos tecidos macios (Fung, 1993). Na prática, o cálculo dos dois
parâmetros de rigidez pode corresponder a uma aproximação do
Materiais e métodos
28
comportamento complexo da curva do deslocamento de carga.
Dietz et al (2003) ao pesquisarem a rigidez a tração dos materiais
usados nos implantes uroginecológicos, fizeram uma acomodação de cálculo
da carga urogenital fisiológica, que é desconhecida, pela carga da pressão
intra-abdominal de 10-16 N (Schumpelick et al, 1999).
Teste de compressão do anel (Figura 11 - b) – A outra experiência
executada permitiu a comparação do comportamento das amostras de rede em
uma situação onde as propriedades mecânicas de rigidez a flexão fossem
dominantes. O teste mecânico idealizado foi inspirado nos testes de
compressão executados em partes cortadas de tubulação (Moser, 2001).
Figura 11 - Aparato experimental e esquematização dos testes mecânicos.
Carga= C; Deslocamento= d; 1= sensor de carga; 2= sensor de deslocamento;
3=amostra.
O teste mecânico foi realizado com uma taxa constante de
deslocamento, permitindo desta maneira uma compressão continua do laço de
Materiais e métodos
29
rede. Os valores de carga e de deslocamento foram obtidos para cada
deformação de um milímetro de diâmetro.
Figura 12 - Curva típica de carga-deslocamento que demonstra as definições
de valores de rigidez E
I
e E
II
. Carga= L; Deslocamento= d; N= Newton, m=
metros.
Todos os testes foram executados a temperatura ambiente, tendo em
vista que Dietz et al (2003) reportaram que a temperatura ambiente ou 37º C
não afeta significativamente os resultados.
Para calcular a média e o desvio padrão das 3 amostras de cada
rede, submetidas aos ensaios mecânicos (tração e comprensão do anel), foi
utilizado o teorema do limite central (central limit theorem). Para comparação
da rigidez entre as redes (significância estatística), foi utilizado o teste de
análise de variância, especificamente o one-way ANOVA. O nível de rejeição
da hipótese de nulidade foi fixado em 0,05 ou 5% (p≤ 0,05).
Os ensaios foram realizados no Instituto de Engenharia Mecânica da
Faculdade de Engenharia da Universidade do Porto, Portugal.
Materiais e métodos
30
Geometria da rede (diâmetro das fibras e poro da rede).
O poro visual da rede correspondeu a distância entre as fibras
medidas por equipamento visual de alta resolução, sem considerar os poros da
própria matriz, ou seja, a porosidade intrínseca da fibra de polipropileno que
incluí os poros acessíveis (abertos) e os inacessíveis (fechados) (Figura 13).
Materiais e métodos
31
Figura 13 – Material poroso em duas e três dimensões extraídos de
microtomografia. A figura mostra a irregularidade da superfície externa, os
poros acessíveis e inacessíveis do material. Adaptado de Lima et al (2006).
Portanto, as medidas foram realizadas entre as paredes visuais
externas das fibras. A “International Union of Pure and Appplied Chemistry”, na
recomendação para a caracterização de sólidos porosos considera o tamanho
do poro como a distancia entre duas paredes opostas do poro, podendo ser
Materiais e métodos
32
micro ou macróporo. O volume aparente e a densidade aparente incluem os
poros fechados e inacessíveis, levando em consideração o método de medição
usado. A porosidade é a razão entre o volume total dos poros e o volume
aparente (Rouquerol et al, 1994).
O poro visual da rede e o diâmetro das fibras de monofilamento de
polipropileno foram medidos usando as imagens do microscópio eletrônico com
a aplicação livre (freeware) ImageJ 1.37v.
Os ensaios foram realizados no Instituto de Engenharia Mecânica da
Faculdade de Engenharia da Universidade do Porto, Portugal.
Volume, densidade linear e peso da rede. Densidade relativa do
polipropileno.
Massa volumétrica ou densidade absoluta é uma propriedade física
da matéria e corresponde à massa por volume, ou seja, a proporção existente
entre a massa de um corpo e seu volume. Desta forma se pode dizer que a
massa volumétrica mede o grau de concentração de massa em determinado
volume. Para o caso de uma substância homogênea, a massa volumétrica é
expressa como p=m/V, sendo m= massa e V= volume. A unidade de medida
pode ser dada por gramas por centímetros cúbicos (g/cm³). Densidade relativa
é a relação entre a massa volumétrica da matéria em causa e a massa
volumétrica de uma matéria de referência, sendo a água tomada como
referência no caso dos sólidos e líquidos, e o ar nos gasosos. É uma grandeza
sem dimensões, ou seja, quando se diz que um corpo sólido tem uma
densidade de 5, quer dizer que tem uma massa volumétrica 5 vezes superior à
da água (Keller et al, 1997; Munson et al, 2001; Resnick et al, 2002).
Materiais e métodos
33
Em geral, a densidade pode ser alterada pela pressão ou
temperatura. Aumentar a pressão vai sempre resultar no aumento da
densidade de um material. Aumentando a temperatura geralmente diminui a
densidade, mas existem exceções a essa generalização, como, por exemplo, a
densidade da água aumenta entre 0 e 4 ºC, e semelhante comportamento é
observado no silício a baixas temperaturas. A massa volumétrica da água à
pressão de 1 atmosfera e à temperatura de 4 ºC é próxima de 1,00 g/cm³
(0,999975). Geralmente, quando aumentamos a temperatura de um
determinado fragmento de matéria, temos um aumento do volume fixo desta,
pois haverá a dilatação ocasionada pela separação dos átomos e moléculas.
Ao contrário, ao diminuirmos a temperatura, teremos uma diminuição deste
volume fixo. Portanto, quando a matéria se expande, sua massa volumétrica
diminui e quando a matéria se contrai, sua massa volumétrica aumenta (Keller
et al, 1997; Munson et al, 2001; Resnick et al, 2002).
A densidade é também uma grandeza que não depende da
quantidade da matéria (Keller et al, 1997; Munson et al, 2001; Resnick et al,
2002). No entanto, partindo da premissa que a quantidade de massa existente
num dado volume é chamada de massa volumétrica, o volume de polipropileno
por área de rede, bem como o volume de polipropileno por comprimento de
rede, foram extraídos.
As amostras foram medidas em seus comprimentos e áreas, usando
um aumento ótico de 2x, com um paquímetro de alta precisão de marca
Mitutoyo.
O peso e a densidade relativa foram obtidos usando uma balança
eletrônica de alta precisão, com sensibilidade de 0,1 mg, de marca Metter
Materiais e métodos
34
Toledo, modelo AG 204 e um picnômetro de 5 ml de marca Equilabor. As
medidas foram realizadas com água bidestilada e temperatura de 25° C.
O peso de polipropileno por área de rede foi determinado pela razão
entre o peso da amostra em miligramas (mg) e a área da amostra em milímetro
quadrado (mm
2
).
O peso de polipropileno por comprimento de rede (densidade linear)
foi determinado pela razão entre o peso da amostra em miligramas (mg) e o
comprimento da amostra em milímetro (mm).
Para melhor entendimento do processo, a determinação da densidade
relativa do polipropileno nas amostras de rede seguiu o princípio de
Arquimedes, onde se pode considerar o seguinte modelo para as estimativas
das grandezas:
• m
1
- massa do picnômetro repleto de água bidestilada;
• m
2
- soma da massa do picnômetro repleto de água
bidestilada e a massa da rede (correspondendo a massa do
polipropileno encontrado na amostra de rede);
• m
3
- massa do picnômetro repleto de água bidestilada com
a rede no interior do picnômetro.
Portanto, a massa total de polipropileno encontrado na amostra de
rede (mt
PP-rede
) corresponde a m
2
subtraindo m
1
e a massa de água deslocada
pela rede (m
água
) m
2
subtraindo m
3
. A densidade relativa da amostra do sólido
em questão é então obtida a partir da equação p= mt
PP-rede
/ m
água
.
Sendo a massa da água destilada deslocada igual ao mesmo volume
da amostra da rede, o volume de polipropileno na rede é corrigido para o
comprimento de rede, a partir da equação matemática de regra de três, V
PP-
rede
/
Materiais e métodos
35
comprimento
rede
= V
PP-
rede
t/comprimento
rede
t, onde t corresponde ao volume total
de polipropileno encontrado na amostra e ao comprimento total utilizado na
amostra de rede pesquisada.
Por sua vez, a área foi calculada da mesma forma, substituindo o
comprimento por área (mm
2)
, ou seja:
Volume de polipropileno (PP) por área de rede:
Área total da amostra de rede
___
Volume total de PP
Unidade de superfície (mm
2
)
___
x (Volume de PP)
Os ensaios foram realizados nas Faculdades de Química e Física da
Universidade Federal de Santa Catarina (UFSC).
Morfologia da fibra.
As amostras de redes de polipropileno foram analisadas quanto à
absorção de raios-X por microtomografia. O microtomógrafo utilizado para as
análises foi o Skyscan 1074 Portable Micro-CT Scanner, fabricado pela
empresa belga Skyscan, que possui uma câmara detectora de raios-x de
768x576 pixels 8-bit e uma fonte de raios-x do tipo tubo de ar (selado) de
potência entre 20 e 40 kV e corrente elétrica de 0 a 1000µA. O tamanho dos
pixels na reconstrução é de 40 µm e o tamanho máximo possível para
amostras é de 30 mm (altura). A conexão com o computador é feita pela placa
de aquisição “Picolo” frame grabber, conectada a uma entrada PCI do
computador utilizado nas análises.
Os átomos de carbono e hidrogênio, componentes de propileno,
apresentam baixa absorção de raios-X em razão das suas baixas densidades
eletrônicas, e o contraste foi entre o polipropileno (absorvente) e o ar (não
Materiais e métodos
36
absorvente).
O processo tomográfico consistiu em girar a amostra em passos de
ângulos iguais até completar uma volta de 360º. O material foi fixado na base
giratória com cera de abelha. Desta forma, foram adquiridos vários quadros de
imagem que posteriormente foram reconstruídos, para sua visibilização em três
dimensões (Lima et al, 2006).
Para visualizar a morfologia das fibras na microtomografia, o zinco foi
adicionado para gerar um melhor contraste. Portanto, cada amostra foi deixada
em imersão numa solução altamente concentrada de cloreto de zinco (ZnCl
2
).
O Zinco é um metal mais reativo que o hidrogênio, às vezes classificado como
metal de transição ainda que estritamente não seja. Praticamente o único
estado de oxidação que apresenta é 2+ (nox fixo) (Usberco, Salvador, 2002).
Apresenta uma seção de choque ótima com raios-X e, dessa maneira, pode
revelar diferenças na superfície das fibras, via interações entre o íon Zn
2+
e
acúmulos de carga na superfície do polipropileno. O contraste então se deu
entre o zinco (mais absorvente) e o polipropileno (menos absorvente).
Os ensaios foram realizados na Faculdade de Química da
Universidade de Campinas (UNICAMP).
Transição vítrea, cristalinidade e temperatura de fusão.
Foram pesquisadas por calorimetria exploratória diferencial (DSC), a
temperatura de transição vítrea (T
g
), a cristalinidade e a temperatura de fusão
(T
m
).
A técnica de calorimetria exploratória diferencial (DSC) é uma
ferramenta muito útil para a obtenção da temperatura de transição vítrea (T
g
).
Materiais e métodos
37
Na curva de DSC, a T
g
é determinada pela mudança de calor especifico,
caracterizada pela variação na linha base. Alguns resultados podem vir
seguidos pela relaxação entálpica, caracterizada por um pico endotérmico logo
após a T
g
. Esta relaxação depende da história térmica da amostra. Quanto
maior for o tempo de tratamento térmico, maior será o pico da relaxação. A T
g
também é um fenômeno cinético, ou seja, quanto maior a taxa de aquecimento
aplicada, melhor será a visibilidade da T
g
na curva DSC, ou seja, o degrau
característico da mudança de calor específico pode ser mais bem definido. No
entanto, altas taxas de aquecimento deslocam a T
g
para valores mais altos de
temperatura (Canevarolo, 2004; Legnani, 2006).
A T
g
deve ser determinada após o tratamento térmico, uma vez que
as tensões acumuladas na amostra como resultado de processamento,
tratamento ou história térmica são liberados quando o material é aquecido
(Canevarolo, 2004). No entanto, por se tratar de estudo comparativo entre
produtos comerciais finais, há o interesse de obter a T
g
sem o prévio
tratamento térmico, tendo em vista que a mesma será maior quando todo e
qualquer fator possa levar a um aumento das forças intermoleculares
secundárias e à rigidez da cadeia. Podemos exemplificar, sob este prisma,
fatores externos que podem modificar a T
g
, como a presença de líquidos
plastificantes, adicionados propositadamente ou absorvidos pelo polímero.
Essas moléculas normalmente são pequenas, se alojam entre as cadeias
poliméricas, afastando-se uma das outras. Este afastamento reduz as forças de
atração intermoleculares secundárias, aumentando a mobilidade das cadeias.
Isso reduz o nível energético necessário para dar mobilidade a toda cadeia,
Materiais e métodos
38
reduzindo assim a T
g
do polímero. Um exemplo a ser citado é o nylon (PA),
onde a presença de água (a umidade é considerada um plastificante) pode
reduzir a T
g
de 75°C (nylon seco) para até 0°C (nylon com 6,4% em peso de
H2O). A absorção de água pelo nylon ocorre naturalmente quando este fica
exposto ao meio ambiente (Canevarolo, 2006). Portanto, tendo em vista que é
o estudo uma comparação entre os produtos comercialmente disponíveis e
prontos para o uso, o interesse da pesquisa em manter a memória do processo
de fabricação do material, ou seja, a T
g
sem o prévio tratamento térmico.
O método utilizado para determinar a T
g
a partir da curva de DSC, foi
o ponto médio pela padronização ASTM D3418 (American Society for Testing
and Materials Standards), obtido pela interseção de uma linha horizontal
traçada na metade da altura do degrau (step) e da tangente traçada pelo ponto
de inflexão. A altura do degrau se define como a distância vertical entre o
Onset (início do aclive ou declive da entalpia) e o Endset (final do aclive ou
declive da entalpia) (Legnani, 2006).
A fusão é uma transição de primeira ordem, característica dos
polímeros semicristalinos. Esta transição ocorre sempre em uma faixa de
temperatura, pela distribuição de tamanho das regiões cristalinas presentes
nas macromoléculas. A temperatura na qual desaparece totalmente a
cristalinidade é referida como ponto de fusão do polímero e corresponde,
aproximadamente, ao pico de fusão na curva DSC. O calor de fusão pode ser
determinado pela área contida sob o pico endotérmico, relacionando-a com a
massa de amostra utilizada (Canevarolo, 2004).
A cristalinidade dos polímeros é, em geral, de 20% a 70% e pode ser
determinada por DSC empregando-se a relação entre o calor de fusão da
Materiais e métodos
39
amostra (ΔHf) e o calor de fusão de um polímero hipoteticamente 100%
cristalino (Δhf°), segundo a formula X= [Δhf]/[Δhf°]100 (Chu et al, 1993;
Canevarolo, 2004).
Portanto, os ensaios foram realizados sem prévio tratamento térmico
em equipamento DSC de compensação de potência, modelo DSC-50
Differential Scanning Calorimeter de marca Shimadzu (McNaughton, Mortimer,
1975), utilizando o alumínio como referência e material das cápsulas do tipo
panela. Apenas a fibra não pigmentada do TVTO™ foi testada, tendo em vista
que os pigmentos podem afetar não somente o grau de cristalinidade, mas
também da estrutura da fase amorfa e a integridade da interfase cristalino-
amorfa, resultando em valores mais baixos de resistência ao impacto e mais
elevados do módulo elástico (Young) (Silberman et al, 1995). O equipamento
foi previamente calibrado com padrões NIST (National Institute of Standards
and Technology) de Índio e Zinco, sendo as amostras acondicionadas em
panelas de alumínio, e utilizando alumina (óxido de alumínio) na panela de
referência. As amostras de polipropileno foram resfriadas com nitrogênio
líquido até a temperatura de -60° C e a seguir aquecidas em fornos separados
idênticos à velocidade de 10° C/min até 200° C, sendo que as amostras e a
referência (alumina) foram mantidas em condições isotérmicas. Assim, a
amostra ao sofrer alteração de temperatura promovida por um evento térmico,
a diferença de temperatura foi automaticamente igualada pelo equipamento, e
a diferença de calor registrada (Canevarolo, 2004).
Os ensaios foram realizados na Faculdade de Química da
Universidade Federal de Santa Catarina.
Materiais e métodos
40
Espectroscopia vibracional de absorção no infravermelho.
A espectroscopia vibracional é uma poderosa ferramenta na
identificação, na determinação de grupos funcionais e nos estudos de
conformação e estrutura de macromoléculas. Segundo Gil et al (2005), um
espectro de infravermelho representa a imagem física da radiação absorvida ou
transmitida por uma amostra, e mostra picos de absorção que correspondem à
freqüência de vibrações entre ligações de átomos que constituem as moléculas
dos materiais. Como cada material diferente tem uma única combinação
possível de átomos, dois compostos diferentes não podem produzir,
exatamente, o mesmo tipo de espectro infravermelho. Portanto, a
Espectroscopia de Infravermelho permite análise qualitativa de cada
componente diferente de cada material, assim como pelo tamanho dos picos
nos espectros há uma indicação direta da quantidade do material presente.
Segundo Canevarolo (2004), a radiação eletromagnética interage com a
matéria em três processos distintos, que são a absorção, emissão e
espalhamento da radiação. Portanto, a espectroscopia vibracional estuda a
transição das vibrações normais moleculares compreendendo duas técnicas: a
absorção no infravermelho e o espalhamento Raman. Ao movimento
vibracional definido denomina-se vibração normal. As vibrações derivam da
estrutura tridimensional das moléculas e desta forma são caracterizadas.
A espectroscopia de absorção no infravermelho pode ser dividida em
três regiões distintas, sendo na média (400 a 4000 cm
-1
) onde se localizam as
freqüências fundamentais utilizadas em estudos dos polímeros (Canevarolo,
2004).
O equipamento utilizado foi o espectrômetro por transformada de
Materiais e métodos
41
Fourier (FTIR), Perkin Elmer 16PC e o software Grams/AI 8.0 para análise dos
espectros. As amostras foram aquecidas e transformadas em filme de
polipropileno e posteriormente realizadas as leituras.
Os ensaios foram realizados na Faculdade de Química da
Universidade Federal de Santa Catarina.
4 Resultados
Resultados
43
Rigidez a tração e rigidez a flexão da rede
Na presente seção, os resultados da tensão uniaxial e o teste do anel
de rede são apresentados. Ambos os testes foram executados usando a
quantidade de 3 amostras de cada uma das 5 redes pesquisadas. Todos os
resultados são expostos graficamente (gráficos 1 e 2), representando a média
dos resultados das respectivas marcas de rede.
No gráfico 1, os resultados dos testes de tensão uniaxial demonstram
dois tipos de regimes diferentes da curva de carga-deslocamento, indo de um
regime não linear para um quase linear. Para entender as diferenças entre os
materiais em ambos os regimes, os parâmetros de rigidez E
I
e E
II
foram
calculados de acordo com os critérios apresentados na seção anterior
(materiais e métodos). Os valores médios e desvios padrões de E
I
e E
II
de
cada tipo de rede testada são apresentados na tabela 2.
_______________________________________________________________
Tabela 2 – Rigidez a tração uniaxial. Resultados da rigidez em E
I
e E
II.
N=
Newton; m= metros; DP= desvio padrão.
Redes E
I
[N/m) x 1000] DP E
II
[N/m) x 1000] DP
Aris™
2,3898
0,2154
5,3705
0,5432
Auto Suture™
1,0507
0,0766
2,2624
0,2658
Avaulta™
1,7986
0,1925
3,7810
0,7626
TVTO™
0,9428
0,1919
1,3083
0,2075
Uretex™
1,1367
0,1918
3,2231
0,1853
A maior diferença dos achados mecânicos aparece entre a Aris™ e
TVTO™, verificada nas regiões E
I
(p=0,001) e E
II
(p=0,0003). De fato, achados
mecânicos significativamente similares (p=0,42) ocorrem na região E
I
entre o
Resultados
44
Auto Suture™ e TVTO™.
Gráfico 1 – Média dos resultados dos testes de tração uniaxial para as 5
diferentes redes. L= carga em N (Newton); d= deslocamento (mm).
Os comportamentos plásticos e rupturas de todas as redes ocorreram
com valores de carga superiores a duas ou três vezes o limite fisiológico de 16
N (Schumpelick et al, 1999; Dietz et al, 2003).
Os resultados dos testes de compressão do anel de rede são
demonstrados no gráfico 2. Nestes testes, a propriedade de flexão do material
desempenha a parte mais importante. As condições dos testes foram mantidas
durante todo o procedimento, providenciando deste modo um meio empírico
para a comparação direta entre as redes. Para a análise dos dados
experimentais, nestas particulares condições de teste, foram classificados os
achados mecânicos em dois grupos. O primeiro grupo incluiu Aris™ e Auto
Suture™. Conforme análise do gráfico 2, as duas redes apresentaram flexão
Resultados
45
similares para o deslocamento de 5 mm ( p=0,65) e para o deslocamento de 15
mm (p=0.66).
O segundo grupo incluiu Avaulta™, TVTO™ e Uretex™. A diferença
entre estes dois grupos é evidente comparando a Aris™ (mínimo valor de
carga) e o TVTO™ (máximo valor de carga). A análise estatística para os
valores de carga para um deslocamento de 5 mm (p=0,0002) e 15 mm
(p=0,0024) suporta estas conclusões.
Gráfico 2 – Média dos resultados dos testes de compressão do anel de rede
para as 5 diferentes redes. L= carga em N (Newton); d= deslocamento (mm).
Geometria da rede (diâmetro das fibras e poro da rede).
As propriedades geométricas essenciais dos 5 tipos de redes foram
consideras e os valores médios são apresentados na tabela 3. Os macróporos
foram mensurados quanto ao seu comprimento e largura. A rede Avaulta™
Resultados
46
apresentou valores iguais de comprimento e largura (diâmetro). O espaço
contíguo entre os filamentos foi mensurado em um valor médio de 0,04 mm,
presente em igual ordem de magnitude para todas as 5 redes de
monofilamento pesquisadas (figura 14).
Figura 14 – Geometria fundamental das redes. D= diâmetro; W= largura; L=
comprimento; d= distancia entre os filamentos; I= Aris™; II= Auto-Suture™; III=
Uretex™; IV= TVTO™; V= Avaulta™.
Resultados
47
Tabela 3 – Propriedades geométricas fundamentais das redes em
milímetros. Valores em milímetros, desvio padrão entre parênteses.
Redes Comprimento Largura Diâmetro Diâmetro da
fibra
Aris™
0,575 (0,096) 0,209 (0,014) ---- 0,113 (0,003)
Auto Suture™
0,900 (0,028) 0,730 (0,048) ---- 0,164 (0,013)
Avaulta™
---- ---- 1,379 (0,071) 0,105 (0,007)
TVTO™
1,290 (0,227) 1,093 (0,170) ---- 0,179 (0,009)
Uretex™
1,470 (0,144) 1,218 (0,147) ---- 0,170 (0,018)
Volume, densidade linear e peso da rede. Densidade relativa do
polipropileno.
Picnômetro.
Os resultados da densidade relativa da matriz (polipropileno) e a
largura das redes estão representados na tabela 4. A largura se restringe às
telas usadas em incontinência urinária de esforço (Aris™, Uretex™ e TVTO™).
Tabela 4 – Densidade relativa do polipropileno e largura das redes.
mm=milímetro.
Redes
Aris™
Auto Suture™
Avaulta™
TVTO™
Uretex™
Densidade
0,880 0,884 0,692 0,878 0,880
Largura (mm)
12 ---- ---- 11 13
Resultados
48
Os resultados do peso de polipropileno por área de rede, volume de
polipropileno por área de rede, peso de polipropileno por comprimento de rede
(densidade linear) e volume de polipropileno por comprimento de rede estão
representados na tabela 5. O peso e o volume por comprimento de rede se
restringem às telas usadas em incontinência urinária de esforço (Aris™,
Uretex™ e TVTO™). Para este ensaio foi utilizado o picnômetro conforme a
metodologia descrita na seção anterior (materiais e métodos). Apesar de peso
e massa serem grandezas físicas diferentes (P=m.g), como o habitual, a
unidade de peso não está acompanhada de “f” (quilograma força).
_______________________________________________________________
Tabela 5 – Picnômetro. /mm
2
= por milímetro quadrado; PP= polipropileno; V=
volume; mg= miligrama; mm
3
= milímetro cúbico; m= milímetro.
/mm
2
Aris™ de rede Auto Suture™ Avaulta™ TVTO™ Uretex™
Peso PP (mg)
0,065
0,083
0,058
0,093
0,078
V. PP (mm
3
)
0,073(mm
3
)
0,092(mm
3
)
0,072(mm
3
)
0,106(mm
3
)
0,089(mm
3
)
/mm de rede
Aris™
----
----
TVTO™
Uretex™
Peso PP (mg)
0,780
----
----
0,963
1,018
V. PP (mm
3
)
0,886(mm
3
)
----
----
1,096(mm
3
)
1,162(mm
3
)
Morfologia da fibra.
Microtomógrafo
Ao colocar as amostras de rede no microtomógrafo, observou-se para
todas as amostras um leve contraste entre o polipropileno (absorvente) e o ar
Resultados
49
(não absorvente). Porém o contraste não foi suficiente para uma diferenciação
das fibras.
Após imersão de zinco, o contraste entre o metal (mais absorvente) e
o polipropileno (menos absorvente) foi evidente. A interação do zinco com as
fibras de polipropileno permitiu diferenciar as fibras das redes pesquisadas.
A figura 15 (Aris™) mostra que o zinco interagiu com as fibras
longitudinalmente, sugerindo interações entre fibras no mesmo sentido.
Resultados
50
Aris™ - Contraste entre o polipropileno e o ar.
Aris™ - Contraste entre o polipropileno e o zinco.
Figura 15 – Microtomografia (Aris™).
As figuras 16 (Auto Suture™) e 17 (Avaulta™) mostram uma
distribuição mais uniforme do zinco por toda a superfície, sugerindo que
Resultados
51
existam menos sítios de carga nas redes.
Auto Suture™ - Contraste entre o polipropileno e o ar.
Auto Suture™ - Contraste entre o polipropileno e o zinco.
Figura 16 – Microtomografia (Auto Suture™).
Resultados
52
Avaulta™ - Contraste entre o polipropileno e o ar.
Avaulta™ - Contraste entre o polipropileno e o zinco.
Figura 17 – Microtomografia (Avaulta™).
A figura 18 (TVTO™) mostra uma concentração dos íons zinco na
região dos nós, sugerindo um acúmulo de cargas nesses locais.
Resultados
53
TVTO™ - Contraste entre o polipropileno e o ar.
TVTO™ - Contraste entre o polipropileno e o zinco.
Figura 18 – Microtomografia (TVTO™).
A figura 19 (Uretex™), apesar da relativa uniformidade de contraste,
mostra que a amostra não interagiu bem com o zinco.
Resultados
54
Uretex™ - Contraste entre o polipropileno e o ar.
Uretex™ - Contraste entre o polipropileno e o zinco.
Figura 19 – Microtomografia (Uretex™).
Transição vítrea, cristalização e temperatura de fusão.
Os eventos térmicos que geraram modificações em curvas DSC e a
Resultados
55
formação de seus picos foram analisados para determinar as características
térmicas do material. As transições de primeira ordem, variações de entalpia,
ocorreram na cristalização (exotérmico) e fusão (endotérmico). Os seus picos
corresponderam respectivamente à temperatura de cristalização (Tc) e a
temperatura de fusão (T
m
). As variações de segunda ordem, caracterizadas
pela variação de capacidade calorífica sem variação de entalpia, ocorreram na
temperatura de transição vítrea (T
g
) (Canevarolo, 2004).
A temperatura de transição vítrea pode ser definida como a
temperatura crítica que separa o comportamento vítreo do comportamento
borrachoso. Ela não é uma propriedade termodinâmica fundamental porque o
seu ponto médio não é termodinamicamente estável. Isto equivale dizer que ela
não é definida apenas pela variação do estado da matéria, e sua medida é
altamente dependente da escala de temperatura usada no experimento
(Brandrup et al, 1999) como explicitado na seção anterior (materiais e
métodos). No presente estudo, estes valores foram influenciados pelas tensões
acumuladas nas amostras como resultado de processamento, tratamento ou
história térmica durante o processo industrial (Canevarolo, 2004). Vale ressaltar
que outros fatores, como, por exemplo, estrutura dos polímeros, grau de
cristalinidade e distribuição da massa molecular podem influenciar os
resultados (Brandrup et al, 1999). Os achados da transição vítrea no presente
estudo se dividem entre dois grupos. Com uma T
g
essencialmente próxima de -
10° C negativos, encontram-se as redes usadas em incontinência urinária de
esforço (Aris™, TVTO™ e Uretex™). Com temperaturas maiores encontram-se
Auto Suture™ (10,63° C) e Avaulta™ (14,79° C).
Como relatado na seção anterior, a temperatura de fusão ocorre
Resultados
56
sempre em uma determinada faixa de temperatura, e o ponto de fusão do
polímero corresponde, aproximadamente, ao pico de fusão na curva DSC
(Canevarolo, 2004). Os valores encontrados foram escalonados entre 154,27°
C (Aris™) e 172,11° C (Auto Suture™).
O calor de fusão foi determinado pela área contida no evento
endotérmico (fusão), relacionada com a massa das amostras. Os valores
encontrados foram escalonados entre 92,59 J/g (Aris™) e 113,99 J/g (Auto
Suture™).
O grau de cristalinidade foi determinado empregando-se a relação
entre o calor de fusão da amostra (ΔHf) e o calor de fusão teórico de 209,2 J/g
(Chu et al, 1993), segundo a formula X= [Δhf]/[Δhf°]100 (Canevarolo, 2004).
Os valores de cristalinidade mostraram-se escalonados entre 44,2% (Aris™) e
54,4% (Auto Suture™).
Os resultados são demonstrados nos gráficos 3-7 e compilados na
tabela 6. Constantes físicas de diferentes variações de estrutura da cadeia
polimérica do polipropileno são demonstradas na tabela 7.
Resultados
57
Gráfico 3 – Calorimetria exploratória diferencial (Aris™).
Resultados
58
Gráfico 4 – Calorimetria exploratória diferencial (Auto Suture™).
Resultados
59
Gráfico 5 – Calorimetria exploratória diferencial (Avaulta™).
Resultados
60
Gráfico 6 – Calorimetria exploratória diferencial (TVTO™).
Resultados
61
Gráfico 7 – Calorimetria exploratória diferencial (Uretex™).
Resultados
62
Tabela 6 – Calorimetria exploratória diferencial. T
g
= temperatura de transição
vítrea; Tc= temperatura de cristalização; T
m
= temperatura de fusão; Δhf= calor
de fusão; gc= grau de cristalinidade.
DSC
Aris™ Auto Suture™ Avaulta™ TVTO™ Uretex™
T
g
(°C) -10,44 10,63 14,79 -10,75 -7,50
Tc (°C)
----
----
-8,32
41,97
----
T
m
(°C) 154,27 172,11 168,95 169,10 170,14
Δhf (J/g)
-92,59
-113,99
-98,50
-102,77
-107,30
gc (%)
44,2
54,4
47,0
49,1
51,2
Tabela 7 – Valores de referência. Constantes físicas do polipropileno.
Polipropileno isotático com fração atática segundo Brandrup et al (1999).
Temperatura
de fusão (°C)
Calor de
fusão (J/g)
Cristalinidade
(%)
Densidade a
25° C
Transição
vítrea (°C)
Fração
Isotática (%)
100
174
209
67,1
0,932-0,943
-1.1
87,5
59,3
75,8
51,4
60
165
---
40,6
Sindiotático
138
50,2
----
----
-8.1
Amorfo
----
----
----
0,850-0,854
-35
Resultados
63
Espectroscopia vibracional de absorção no infravermelho.
Para análise do FTIR por transmissão foram utilizadas as seguintes
condições: resolução de 4 cm
-1
e região de 4000 a 400 cm
-1
. A região logo
abaixo de 3000 cm
-1
, as bandas 2870 e 2954 cm
-1
, são atribuídas ao grupo
metil (-CH
3
). As bandas 2839 e 2918 cm
-1
são atribuídas a –CH
2
-, e as bandas
972 e 1376 cm
-1
são devidas à -CH
3
. A banda 1459 cm
-1
é atribuída a CH
3
ou
CH
2
, e a banda em 1158 cm
-1
é atribuída a -CHCH
3
(Rongrong et al, 2000). A
partir destas premissas, pode-se inferir que os espectros de todas as amostras
pesquisadas são típicos de polipropileno, sendo que as bandas
correspondentes a deformações axiais das ligações C-H, presentes na região
entre 2800 e 2980, foram mais bem definidas (gráficos de 8 a 12).
Resultados
64
Gráfico 8 – FTIR (Aris™). Eixo Y transmissão (%), eixo X número de ondas.
Resultados
65
Gráfico 9 – FTIR (Auto Suture™). Eixo Y transmissão (%), eixo X número de ondas.
Resultados
66
Gráfico 10 – FTIR (Avaulta™). Eixo Y transmissão (%), eixo X número de ondas.
Resultados
67
Gráfico 11 – FTIR (TVTO™). Eixo Y transmissão (%), eixo X número de ondas.
Resultados
68
Gráfico 12 – FTIR (Uretex™). Eixo Y transmissão (%), eixo X número de ondas.
Resultados
69
Para análise do FTIR por absorção foram utilizadas as seguintes
condições: resolução de 4 cm
-1
e região de 1500 a 700 cm
-1
. A espectroscopia
infravermelha é aplicada nos estudos da taticidade dos polímeros. Há uma
relação entre a estéreo-regularidade e a presença de cadeias regulares, sendo
que estas conduzem à aparência das bandas no infravermelho (figura 20). Os
valores de absorção em 970 e 1460 cm
-1
não dependem da taticidade.
Absorção em 840, 1000 e 1170 cm
-1
são características de polipropileno
isotático, e absorção em 870 cm
-1
é característica de polipropileno sindiotático.
Tais características próprias são decorrentes das diferenças nas estruturas
helicoidais dos isômeros, e podem ser usadas para estimar as frações de
seqüências isotática e sindiotática nas amostras (Stuart, 2004). Na literatura, a
determinação da taticidade por FTIR pode também ser baseada nas
intensidades das faixas em 998 cm
-1
(isotático) e 868 cm
-1
(sindiotático), que,
no entanto, são dependentes da cristalinidade do polímero e, portanto,
afetadas pela preparação e temperatura da amostra (Ozzetti et al, 2002). A
presença de bandas intensas em 841, 900, 998 e 1167 cm
-1
, associada à
microestrutura cristalina, são relacionadas com o polipropileno isotático. A
microestrutura amorfa é associada às bandas 973, 1153, 1377 e 1459 cm
-1
(Tabela 8). A banda em 720-725 é encontrada nos copolímeros de etileno-
propileno (Segre, 1995; Rongrong et al, 2000; Parthasarthy et al, 2002; Stuart,
2004).
Todas as amostras pesquisadas apresentaram espectroscopias
características de polipropileno isotático. A proporção entre as regiões
relacionadas com as microestruturas cristalinas e amorfas são aparentemente
similares entre as redes, com exceção da Avaulta™ que não apresentou as
Resultados
70
bandas bem definidas. Nenhuma das amostras apresentou banda em 870 cm
-1
(sindiotático). Os gráficos de 13 a 17 demonstram a absorção no infravermelho
das amostras pesquisadas com resolução de 1024.
Tabela 8 – Características dos picos de absorção no infravermelho do
polipropileno isotático. Adaptado de Parthasarthy et al (2002).
Número de ondas
Microestrutura associada
C-C
809
Cristalina
C-C, CH
2
e CH
3
841 (s)
Cristalina
C-C e C-H
900
Cristalina
C-C e C-H
941 (w)
C-C, CH
2
e CH
3
973
Amorfa
C-C, CH
2
e CH
3
998 (s)
Cristalina
CH
3
1153 (sh)
Amorfa
C-C e CH
3
1167 (s)
Cristalina
C-H
1257 (w)
C-H
1305
C-H
1359
Cristalina
C-H
1377 (s)
Amorfa
CH
2
1436
CH
3
1459 (s)
Amorfa
s: pico intenso, w: fraco e sh: ombro.
Resultados
71
Figura 20 – FTIR de polipropileno. a) atático, b) sindiotático e c) isotático.
Adaptado de Stuart (2004).
Resultados
72
Gráfico 13 – FTIR (Aris™). Eixo Y absorção, eixo X número de ondas.
Resultados
73
Gráfico 14 – FTIR (Auto Suture™). Eixo Y absorção, eixo X número de ondas.
Resultados
74
Gráfico 15 – FTIR (Avaulta™). Eixo Y absorção, eixo X número de ondas.
Resultados
75
Gráfico 16 – FTIR (TVTO™). Eixo Y absorção, eixo X número de ondas.
Resultados
76
Gráfico 17 – FTIR (Uretex™). Eixo Y absorção, eixo X número de ondas.
5 Discussão
Discussão
78
Dentro da mesma técnica cirúrgica (sling suburetral), as redes
uroginecológicas para o tratamento da incontinência urinária de esforço foram
forjadas, ao longo de décadas, na base de tentativa e erro (Morgan et al, 1985),
com um rastro histórico de complicações e poucas explicações (Hilton, Stanton,
1982; Petros, Ulmsten, 1993; Falconer et al, 1996; Falconer et al, 2001; Siegel,
2005; Siegel et al, 2005; Abdel-Fattah et al, 2006). Atualmente a freqüência de
efeitos adversos é aceitável (Petros, 2007), porém, as propriedades
fundamentais químicas e mecânicas ainda são pouco transparentes e
superficialmente analisadas na literatura (Listner, 1971; Menezes, Steinheuser
1985; Lennard et al, 1990; Dietz et al, 2003).
Neste estudo in vitro, as propriedades mecânicas de tensão uniaxial e
a rigidez à flexão foram examinadas. Todas as redes testadas são
regularmente usadas na prática clínica e conseqüentemente, nenhum teste
clínico adicional foi realizado.
A rigidez do material tem sido associada com provável erosão do
tecido (Fenner, 2000). Dietz et al (2003) consideraram que a transmissão da
força na interface tecido-implante poderia influir nas propriedades
biomecânicas do implante no tecido, sendo que as propriedades biomecânicas
das redes sintéticas são importantes na escolha apropriada do material nos
vários procedimentos uroginecológicos, particularmente nos slings suburetrais.
Estes autores concluíram que uma baixa rigidez inicial, incluindo baixa
resistência para deformação em forças abaixo do limite elástico, pode ser ao
menos em parte responsável pelo aparente sucesso clínico destes implantes.
Feifer e Corcos (2007) referem que a dureza das redes sintéticas não é fator de
diferenciação entre os produtos desde que estejam na magnitude dos tecidos
Discussão
79
fibrosos normais. Neymeyer et al (2007) também recomendam que as redes
mais apropriadas devem apresentar as propriedades o tanto que possíveis
similares ao do tecido natural humano. Flexíveis e com macróporos, as redes
específicas para uroginecologia, feitas de monofilamento de polipropileno,
parecem integrar mais completamente com o tecido humano do que outros
materiais sintéticos (Barbolt, 2006; Feifer, Corcos, 2007).
Ademais, além das propriedades mecânicas, o material utilizado na
fabricação das redes deve ser biocompatível. Rigorosos testes regulamentados
pela Food and Drug Administration (citotoxidade, sensibilização, genotoxidade,
implantação e toxicidade carcinogênica) comprovaram a biocompatibilidade do
polipropileno (Maier, Calafut, 1988), sendo equivalente ao nylon na integridade
mecânica e superior na biocompatibilidade (Chen et al, 1993) e flexibilidade
(Dietz et al, 2003). A biocompatibilidade elevada e baixo custo foram razões
importantes para a propagação como material de escolha nas próteses
biológicas (Campanelli et al, 1995).
Na plasmaferese, a biocompatibilidade, referente a parâmetros de
hemólise e a possibilidade de formação de trombos, é relacionada com as
várias propriedades do polímero utilizado na fabricação das membranas, como,
por exemplo, a natureza dos grupos moleculares, a distribuição das cargas
elétricas na superfície, e as estruturas químicas e diferentes conformações do
polímero (Ansorge et al, 1993). Ademais, modificar a superfície do polipropileno
poderia trazer características específicas, tais como a propriedade
antitrombogênica (Abd El-Rehim, El-Arnaouty, 2003).
Para cada material, a rigidez da rede é relacionada com a sua
geometria, espessura e processo de manufatura (extrusão e tecelagem). A
Discussão
80
rigidez também pode ser alterada usando diferentes especificações do material
e aditivos. Como anteriormente relatado, a rigidez da amostra é diretamente
proporcional com a espessura nos valores obtidos no teste de tração. Contudo,
considerando o teste de compressão do anel, a rigidez varia de maneira cúbica
com a espessura (Popov, 1990). Isto vale dizer que a rigidez no teste de tração
irá diminuir na mesma proporção que a espessura da rede, por outro lado, na
flexão a rigidez irá diminuir na potência ao cubo. Deste modo, torna-se evidente
que a alteração na espessura da amostra é fator muito mais importante na
rigidez à flexão que na rigidez à tração.
Destas sólidas considerações, pode-se assumir que a espessura da
fibra de polipropileno e a densidade linear têm uma influência mecânica maior
no teste de compressão do anel que no teste de tensão uniaxial.
A pesquisa da rigidez à flexão (compressão do anel) nas redes
uroginecológicas é inovadora, sendo que os trabalhos anteriores se restringiam
a rigidez à tração (Dietz et al, 2003). Portanto, não há dados na literatura que
traduzem a diferença e importância da rigidez à tração, comparadas com a
rigidez à flexão, referentes à incidência de erosão e resultados satisfatórios no
tratamento da incontinência urinária de esforço. Não se sabe até a presente
data se uma é mais importante que a outra, ou se mesmo uma compensaria a
outra nestes requisitos.
Todas as redes apresentaram comportamento elástico dentro dos
limites de acomodação de cálculo da carga urogenital fisiológica adaptada (10-
16 N), com comportamento plástico e ruptura com maiores valores de carga
(Schumpelick et al, 1999; Dietz et al, 2003).
Este estudo mostrou que há diferenças significativas das
Discussão
81
propriedades mecânicas entre as redes uroginecológicas.
Conquanto os baixos valores experimentais de rigidez à tração e
flexão, a rede Auto Suture™ não é usada até a presente data na prática clínica
de reparo do pavimento pélvico.
Considerando as redes de incontinência urinária de esforço, Aris™
apresenta uma rigidez à tração significativamente maior que a Uretex™ e
TVTO™, contudo, a rigidez à flexão foi significativamente menor.
O volume do polipropileno utilizado na fabricação das redes, por
unidade de milímetro de comprimento de rede, pode alterar na dependência de
variáveis, que obrigatoriamente são: espessura dos fios, quantidade de fios por
área quadrada e largura da rede. Partindo de uma mesma especificação de
material, Gaoming et al (2005) relatam que durante o processo de tecelagem
das redes, a densidade linear da rede é o principal fator que afeta as
propriedades mecânicas da rede, incluindo a resistência e flexibilidade. A
opção de uma rede com menos densidade linear de tecido produz,
conseqüentemente, poros maiores entre os filamentos e maior flexibilidade.
Para as redes pesquisadas, a redução da rigidez a flexão é
acompanhada da redução do diâmetro do monofilamento. Do mesmo modo, a
mesma relação é mantida quanto à densidade linear (peso por comprimento de
rede). Vale ressaltar que quanto às grandezas usadas neste trabalho para
comparação, os valores referentes ao comprimento (densidade linear) refletem
melhor a explicação do comportamento mecânico que os valores referentes à
área, tendo em vista que a largura das redes é fixa e com diferenças entre um
produto e outro.
Em outras palavras, pode-se dizer que o comprimento da rede no uso
Discussão
82
clínico altera de acordo com cada paciente, sendo que toda área sob pressão
no sentido do comprimento (transversal) é coberta pelo tecido, deste o espaço
suburetral até o local de sustentação. Diferentemente, a largura é sempre fixa e
não cobre toda área longitudinal sob pressão, bem como, não é fixada a
nenhum ponto de sustentação. Portanto, por se tratarem de produtos
comerciais finais, prontos para o uso, a diferença de largura das redes não é
considerada, sendo característica específica de cada produto, e como um todo
determina a sua própria rigidez.
Por outro lado, estas proporções são perdidas ao considerar as redes
Auto Suture™ e Avaulta™. Nestes casos, apenas a espessura das fibras das
redes e a sua densidade linear não explica e/ou compensa os outros fatores
envolvidos. Portanto, há de ser considerado a distribuição das cargas face aos
desenhos geométricos, incluindo os nós, e o polipropileno no que se refere à
estrutura da cadeia polimérica, massa molecular, aditivos e memória térmica
(Chu et al, 1993; Brandrup et al, 1999; Gaoming et al, 2005).
Quanto à memória térmica, durante a tecelagem das redes, as
propriedades mecânicas são alteradas pelo calor quanto ao ajuste das bordas,
tempo de exposição térmica e valor de temperatura, sendo o valor de
temperatura o principal fator. O ajuste do calor durante a tecelagem
proporcionou uma melhor estabilidade da rede e flexibilidade (Gaoming et al,
2005). Após o processo de fabricação da rede (extrusão e tecelagem), o
material pode ser esterilizado com óxido de etileno, uma vez que os processos
térmicos podem alterar as propriedades mecânicas do produto final (Chu et al,
1993, Serbetci et al, 2007).
A massa molecular do polímero também influencia suas propriedades
Discussão
83
mecânicas. A descrição teórica da distribuição da massa molecular de um
polímero e de sua taxa de polimerização é dependente do mecanismo suposto
da polimerização e das simplificações matemáticas usadas para obter
expressões analíticas. No geral, as equações para a taxa da polimerização são
as mais difíceis de descrever, as equações da distribuição são um pouco mais
fáceis, e a massa molecular média a mais simples. Dependendo de quais
suposições são feitas, são derivadas massas moleculares médias
completamente diferentes, apesar do rigor da derivação (Brandrup et al, 1999).
O polipropileno isotático comercial, com taxa de fluidez (Melt Flow Rate) de
6,36 g/10min (ASTM D-1238L) e massa molecular entre 299.000 e 316.000, é
utilizado para produzir suturas cirúrgicas pelo processo de extrusão. Este
material está prontamente disponível comercialmente na forma de pó e pélete
(grânulos). No processo industrial podem ser utilizados estabilizadores usuais
contra o calor, ultravioleta e degradação oxidativa. Estes estabilizadores
incluem fenóis e aminas terciárias. Podem também conter corantes e
lubrificantes (Listner, 1971; Lennard et al, 1990).
Segundo Menezes e Steinheuser (1985), uma aproximação desejável
das propriedades mecânicas, nas suturas cirúrgicas de monofilamento de
polipropileno, ocorreu com o copolímero aleatório que contêm um pouco de
etileno polimerizado, mantendo grau de resistência comparável ao
homopolímero de polipropileno, no entanto, com um módulo elástico (ou
módulo Young) menor.
As propriedades do homopolímero de polipropileno podem ser
ajustadas, dependendo das circunstâncias do processamento e dos
catalisadores, variando o grau de cristalinidade no polímero (Maier, Calafut,
Discussão
84
1998). Deste modo, as propriedades mecânicas do material estão relacionadas
com a cristalinidade, que dependem, por sua vez, da taticidade (Ozzetti et al,
2002).
Segundo Ozzetti et al (2002), para determinar a taticidade do PP é
usualmente utilizado 3 métodos; extração do polímero atático, ressonância
nuclear magnética com carbono 13 (C-NMR) e o infravermelho (FTIR). O mais
comumente utilizado é a extração com hidrocarbonos. Este método é baseado
no fato que o polímero atático é solúvel no n-heptano (C
7
H
16
) em ebulição, e o
i-PP, altamente cristalino, é insolúvel. A despeito do baixo custo, extração com
hidrocarbono é um método demorado e sujeito a erros. Cadeias pequenas do
polímero isototático são também solúveis e podem ser quantificadas como
frações atáticas. Ademais, frações de a-PP inseridas na cadeia isotática, que
não são solúveis, podem ser mensuradas como polímero isotático. Na C-NMR,
o deslocamento químico do sinal metil é relacionado com a configuração
aproximada do grupo metil. O FTIR usa a razão da intensidade de algumas
bandas, usualmente 998 cm
-1
(relacionada à conformação α -hélice da cadeia
isotática), 868 cm
-1
(relacionada à dupla hélice da cadeia sindiotática) e 975
cm
-1
para construir uma calibração da curva. Apesar de fácil e rápido, o método
não é sempre exato por causa da intensidade fraca das bandas usadas, que
podem ter grandes variações na presença de contaminantes.
As análises da espectroscopia vibracional de absorção no
infravermelho permitem inferir que as amostras pesquisadas são compatíveis
com polipropileno isotático. As redes usadas no tratamento da incontinência
urinária de esforço (Aris™, TVTO™ e Uretex™) apresentam,
comparativamente, regiões com microestrutura cristalina e amorfa em
Discussão
85
proporções aparentemente similares.
As análises dos resultados térmicos das amostras, a partir da
calorimetria exploratória diferencial (DSC), foram diversas quanto à transição
vítrea, grau de cristalinidade e temperatura de fusão. Isto implica que o
polipropileno das redes, mesmo que, hipoteticamente, quimicamente idênticos,
podem apresentar diferenças durante o processamento industrial no que se
refere à morfologia da fibra e história térmica. Ademais, podem variar
quimicamente pela diferença de massa molecular e estrutura da cadeia
polimérica (Chu et al, 1993; Brandrup et al, 1999). Com uma relação direta a
rigidez do polímero (Maier, Calafut, 1998), os materiais (polipropileno) das
redes usadas no tratamento da incontinência urinária de esforço apresentaram
uma transição vítrea menor.
A partir dos resultados do infravermelho, associando aos dados da
densidade, da temperatura de fusão e, principalmente, do grau de cristalinidade
(Brandrup et al, 1999), pode-se abstrair qual estrutura do polipropileno seria
compatível com os achados. No entanto, com a ressalva que em muitos casos
a estrutura final dos polímeros não é sabida ou descrita com detalhes
suficientes pelo autor do produto, bem como, documentada pelo autor ou
confiavelmente suposta, porque uma, e somente uma estrutura seria
quimicamente possível dentro dos achados. Ademais, há de ser considerado
que se tratam de produtos industriais finais que passaram por processamentos.
Deste modo, conforme o confronto da tabela 7 (fls. 62) com os resultados do
presente estudo, as fibras utilizadas podem ser compatíveis com uma mistura
de polipropileno isotático e fração atática (Lohse, Wissler, 1991; Brandrup et al,
1999).
Discussão
86
Vale ressaltar que na pesquisa da literatura médica indexada no
PUBMED, a taticidade do polipropileno não é diretamente relacionada como
fator de biocompatibilidade, e não há citação comparativa referente ao seu
estéreo-isomerismo. Portanto, a finalidade de adicionar frações atáticas no
polímero isotático é a priori exclusivamente mecânica, ou seja, com o objetivo
de diminuir o módulo elástico pela diminuição da cristalinidade (Maier, Calafut,
1998). Por outro lado, outros fenômenos biológicos são relacionados com a
taticidade. A biodegradação é governada por fatores diferentes que incluem
características do polímero e tipos de microorganismos. As características do
polímero, tais como sua mobilidade, taticidade, cristalinidade, peso molecular,
tipo de grupos funcionais e plastificantes ou aditivos adicionados, possuem um
importante papel em sua degradação (Artham, Doble, 2008). A taticidade
também desempenha um importante papel nas propriedades acidobásicas do
polímero (Hamieh et al, 2002).
A temperatura de fusão e grau de cristalinidade apresentou um menor
valor na Aris™, seguido respectivamente do Avaulta™, TVTO™, Uretex™ e Auto
Suture™, tendo os dados uma relação direta com a rigidez (Maier, Calafut,
1998; Brandrup et al, 1999). As densidades das redes foram equivalentes com
exceção da Avaulta™ que demonstrou um valor altamente discrepante.
Em referência a rede TVTO™, feita com fio de sutura Prolene™, o
valor no presente estudo (49,1%) do grau de cristalinidade foi equivalente à
literatura quanto ao Prolene™-0 (49,5%) (Chu et al, 1993), reforçando o
enunciado do fabricante de que as redes TVTO™ são feitas da mesma fibra
Prolene™, com um diâmetro menor para diminuir a rigidez em relação às redes
não uroginecológicas específicas (Johnson & Johnson, 2003).
Discussão
87
A rede Auto Suture™ (Surgipro™) apresentou grau de cristalinidade
(54,4%) próximo do fio de sutura Surgipro™ 4/0 (51,5%) (Chu et al, 1993). Não
há enunciado do fabricante, como também, as outras redes não dispõem até a
presente data de dados na literatura ou enunciados dos fabricantes.
Quanto à morfologia das fibras, a microtomografia demonstrou que
interagiram com o zinco de maneira diversa. Como todas as amostras são
constituídas de polipropileno, pode-se afirmar que as diferenças na superfície
dessas redes estão atribuídas ao processo de tecelagem das mesmas, bem
como ao arranjo geométrico das fibras. As cargas e outros tipos de interações
moleculares podem afetar direta ou indiretamente propriedades mecânicas de
objetos. O Auto Suture™ mostrou uma distribuição do zinco diferente do
TVTO™. Do mesmo modo, o trabalho de Chu et al (1993) demonstrou
morfologia diferente das fibras Surgipro™ e Prolene™ à microscopia eletrônica,
dos mesmos fabricantes, respectivamente, do Auto Suture™ e TVTO™.
Abstraindo e somando aos dados quantificados da geometria da rede
(espessura dos fios e densidade linear) e dos dados químicos da cadeia
polimérica, o comportamento das redes pesquisadas usadas no tratamento da
incontinência urinária de esforço (Aris™, TVTO™, Uretex™) permanecem
compatíveis com os achados da rigidez a flexão do presente estudo. No
entanto, os comportamentos mecânicos das redes Auto Suture™ e Avaulta™
permanecem uma incógnita.
O que há de ter em mente é que todos os fatores contribuem para as
propriedades mecânicas do produto e um pode ou não compensar o outro com
a finalidade do que se espera da prótese.
No entanto, pelos dados atuais, não há como saber quais seriam as
Discussão
88
propriedades mecânicas ideais para as próteses sintéticas usadas no
tratamento da incontinência urinária de esforço. Não há sequer padronização
específica das normas técnicas e procedimentos mecânicos (Chu et al, 1993;
Dietz et al, 2003; Gaoming, 2005).
Ademais, não há nenhum dado de rigidez e durabilidade fornecido
pelos fabricantes. Uma padronização poderia permitir um acompanhamento
crítico e comparativo a partir das propriedades mecânicas das diversas redes
usadas na prática clínica, fornecendo à comunidade médica dados concretos
para buscar os parâmetros ideais, e quiçá, até mesmo individualizados. Da
mesma forma, uma luz no processo industrial poderia permitir um
aprimoramento mais rápido dos produtos.
6 Conclusões
Conclusões
90
Com referência às redes uroginecológicas usadas no tratamento da
incontinência urinária de esforço, os resultados permitem concluir:
- Há diferenças significativas das propriedades mecânicas entre as
redes.
- As redes apresentaram uma hierarquia inversa de rigidez no ensaio
mecânico de tração uniaxial (rigidez à tração) quando comparadas com o
ensaio mecânico de compressão do anel (rigidez à flexão).
- Existe uma relação direta, não quantificada individualmente, entre a
densidade linear da rede, diâmetro da fibra e cristalinidade do polipropileno
com a rigidez à flexão.
- A rigidez à tração pode ter como fator principal a distribuição das
cargas pelo desenho geométrico das redes e nós.
- Os parâmetros de construção das redes estão limitados dentro de
uma faixa geométrica no que se refere à espessura da fibra e densidade linear
da rede, e, quimicamente, no grau de cristalinidade do polipropileno.
7 ANEXOS
ORIGINAL ARTICLE
Mechanical properties of polyp ropylene mesh used in pelvic
floor repair
J. S. Afonso & P. A. L. S. Martins & M. J. B. C. Girao &
R. M. Natal Jorge & A. J. M. Ferreira & T. Mascarenhas &
A. A. Fernandes & J. Bernardes & E. C. Baracat &
G. Rodrigues de Lima & B. Patricio
Received: 20 May 2007 / Accepted: 7 August 2007
#
International Urogynecology Journal 2007
Abstract The aim o f this study was the comparison of the
stiffness of different meshes under two types of mechanical
tests. Five different mesh types were mechanically tested.
The methods used consisted on uniaxial tension test (tensile
stiffness) and tape ring tests, experimental continuous
compression of the mesh loops (flexural stiffness). The
most significant difference of tensile stiffness behaviour
appears between Aris™ and TVTO™. From the analysis of
the experimental data, we divided the flexural stiffness, in
two main groups. The first group includes Auto Suture™
and Aris™ meshes. The two meshes seem to have a similar
flexural behaviour. The second group includes TVTO™,
Uretex™ and Avaulta™. The difference between these two
groups is clearly evident comparing TVTO™ and Aris™.
This study shows that there are significant differences on
the mechanical properties between urogynecology meshes.
Keywords Experimental tests
.
Incontinence surgery
.
Polypropylene mesh
.
Vaginal erosion
.
Stiffness
.
Elasticity
.
Biomechanical properties
.
Urogynecology
Introduction
From a strictly mechanical point of view, a harder material
in contact with a softer one can induce erosion in the later.
It is also known that the particularities of the contact
interface can have a significant role [1], including in
biomechanics analysis [2]. In this sense, it is possible to
infer that the vaginal and urethral erosion rates of synthetic
sub-urethral slings may be related to the mechanical
properties of the filament, among other characteristics of
the meshes used, such as mesh geometry. However, for
transvaginal repair of cy stocele, Deffieux et al. [ 3]
compared mesh erosion after using two different meshes,
and their analysis revealed that the incidence of vaginal
erosion is not significantly different between the two
analysed meshes.
The erosion rate of polypropylene mesh used in stress
incontinence surgery is approximately 1–3% [4], but the
low elasticity, micropores lower than 10 μm and multi-
filament polypropylene meshes m ay pre-dispose to an
unacceptably high rate (17–20%) of defective vaginal
healing and mesh extrusion [5–7 ].
Falconer et al. [8] investigated the influence on the para-
urethral connective tissue of different sling materials used
in inc ontinence surgery. The author found a minimal
inflammatory reaction, without significant change in colla-
gen solubility, in the polypropylene group. Cosson et al. [9]
reviewed the literature concerning all types of synthetic
implants used in prolapse repair and in the treatment of
stress urinary incontinence and analysed the mechanical
Int Urogynecol J
DOI 10.1007/s00192-007-0446-1
J. S. Afonso (*)
:
M. J. B. C. Girao
:
E. C. Baracat
:
G. Rodrigues de Lima
Department of Gynecology, Federal University of São Paulo,
São Paulo, Brazil
e-mail: [email protected]
P. A. L. S. Martins
:
R. M. Natal Jorge
:
A. A. Fernandes
Institute of Mechanical Engineering (IDMEC),
University of Porto,
Porto, Portugal
A. J. M. Ferreira
Department of Mechanical Engineering and Industrial
Management (DEMEGI), University of Porto,
Porto, Portugal
T. Mascarenhas
:
J. Bernardes
:
B. Patricio
Department of Gynecology, Faculty of Medicine,
University of Porto,
Porto, Portugal
properties and the tolerance to the various products used.
The most promising appears to be the polypropylene
meshes, which offer mechanical properties of durability
and elasticity. From the mechanical point of view, elasticity
(or flexibility) can be understood as the inverse of stiffness.
Mesh stiffness may not conform to the surrounding
tissue as well as the more flexible sling, further interfering
with integration [6, 10]. The more flexible slings seem to
adhere and conform to the underlying tissues better than the
stiffener sling [6]. The polypropylene mesh used specifi-
cally for the treatment of stress urinary incontinence may
present 50% more flexibility than the standard mesh [11].
Differences of flexibility between different monofila-
ment polypropylene tapes are related with mesh weave
(Fig. 1) and thickness of the surgical suture.
This study aims to compare the stiffness, under uniaxial
tensile and flexural conditions, of different urogynecology
meshes and one standard mesh .
Materials and methods
To unders tand what distinguishes the different monofila-
ment polypropylene tapes used as implants for pelvic floor
Fig. 1 Details of the five differ-
ent Meshes; D diameter, W
width L length, d distance be-
tween filaments; I Aris™, II
Auto Suture™, III Uretex™, IV
TVTO™, V Avaulta™
Fig. 2 a, b Experimental appa-
ratus and mechanical test
schemes
Int Urogynecol J
repair, five different mesh types were mechanically tested
(Aris™,TVTO™,Uretex™,Avaulta™ andAutoSu-
ture™). Aris™, TVTO™ and Ure tex™ are indicated for
the treatment of female stress urinary incontinence resulting
from urethral hyper-mobility and/or intrinsic sphincter
deficiency. Avaulta™ is indicated for tissue reinforcement
and long-lasting stabilization of fascial structures of the
pelvic floor in vaginal wa ll prola pse. Auto Suture™
(Surgipro Mesh Ref SPMM35) is not tested in the practical
clinic for pelvic floor repair.
For each type of synthetic sling under study, three
specimens with total length of approximately 40 mm
(±0.5 mm) were prepared using a scalpel and cut from the
original material. There were slight variations in width
according to the technical specifications of each particular
sling tested. For the Auto Suture™ mesh, samples of
40 mm in length and 10 mm in width were cut. The width
dimension was chosen according to the values found for the
other four meshes (between 10 and 11±0.5 mm, according
to our measurements). All the samples were tested with a
constant displ acement rate of 5 mm/s in a mechanical
testing machine specially designed for low-load soft-tissue
testing [12]. All the tests were performed at room
temperature since as reported by Dietz et al. [13], the
temperature (room temperature or 37°C) did not affect the
results significantly.
Two types of mechanical tests were carried out, from
which three different mechanical properties were extracted.
The first test method used, consists on a uniaxial tensile test
(Fig. 2a). The load and displacement values were recorded,
and two stiffness parameters E
I
and E
II
can be extracted
from this curve, according to the scheme illustrated in
Fig. 3. The two linear interpolations with, slopes E
I
and E
II
,
used the intervals of load displacement data points with
loads in the range of 0–500 g for E
I
and loads in the range
of 500–2,000 g for E
II
. These limits were taken because of
the fact that the load displacement curves show n in Fig. 4
clearly present two different mechanical behaviour regi-
mens. In a previous work studying the m echanical
properties of urogynecologic implan t mat erial s, Die tz
et al. [13, 14] have done the calcul ation of one stiffness
parameter, accommodating all the physiological load range
for the intra-abdominal pressure of 10 –16 N. However, the
kind of non-linearity shown by the load displacement
curves for the polypropylene meshes is also observed on
load displacement experiment results of soft tissues [15]. In
practice, the calculation of the two stiffness parameters can
correspond to an approximation of the load displacement
curve’s complex behaviour.
The other experiment performed allowed the comparison
of the behaviour of mesh samples in a mechanical situation
where flexural mechanical properties are dominant
(Fig. 2b). The mechanical test devised by the authors is
inspired on the compression tests performed in pipe
sections [16]. The mechanical testing machine was used
with a constant displacement rate, allowing in this way a
continuous compression of the mesh loops. Load and
displacement values were taken for each 1-mm deformation
in diameter.
Fig. 3 Typical load–displacement curve showing the definitions of
stiffness quantities E
I
and E
II
Fig. 4 Uniaxial tensile test results for the five different meshes tested
Fig. 5 Average experimental results for the tape ring compression test
load (g) vs displacement (mm)
Int Urogynecol J
The main geometrical characteristics of each mesh , the
polypropylene monofilament diameter and the pore size
were measured using the electron microscope images from
Fig. 1. The average results from these measurements are
presented in Table 2 on the next section.
Results
In the present section, results of the uniaxial tensile and
tape ring tests are presented. Both tests were performed
using batches of three samples for each of the five mesh
types studied. All the results displayed graphically, in
Figs. 4 and 5, represent average results for the respective
sample batches (three samples).
In Fig. 4, the results for the uniaxial tensile tests are
presented graphically. The analysis of Fig. 4 shows two
different regimens in the load–displ acement curve, evolving
from a non-linear to a quasi-linear regimen.
To understand the differences between the materials for
both the linear and non-linear regimen, the stiffness
parameters E
I
and E
II
were calculated according to the
criteria presented in the last section. The mean values and
standard deviations of E
I
and E
II
, for each type of mesh
tested, are presented on Table 1.
The most significant difference of mechanical behaviour
appears between Aris™ and TVTO™ and is verified on the
E
I
(p=0.001) and E
II
(p=0.0003) regions. In fact, the only
significantly similar (p=0.42) mechanical behaviour occurs
for Auto Suture™ and TVTO™ on E
I
.
The tape ring compression test results are shown in
Fig. 5. On this test, the flexural properties of the material
play the most important part. The test conditions were
maintained throu ghout the testing procedures, providing in
this way the empirical means for a direct compa rison
between meshes. From the analysis of the experimental
data, we classified the mech anical behaviour (for this
particular test conditions), in two main groups. The first
group includes Auto Suture™ and Aris™ meshes. The two
meshes seem to have a similar flexural behaviour, from the
analysis of the graphic in Fig. 5 (p=0.65 for d=5 mm;
p=0.66 for d=15 mm).
The second group includes TVTO™, Uretex™ and
Avaulta™. The difference between these two groups is
clearly evident comparing TVTO™ (maximum load values)
and Aris™ (minimum load values). The statistical analysis
of the load values for a displacement of 5 (p=0.0002) and
15 mm (p=0.0024) supported these conclusions.
Main geometrical properties, porosity (length and width)
and monofilament diameter of the five considered meshes
are presented in Table 2. Average values are given for each
quantity. All the measurements were performed from the
electron microscope pictures presented in Fig. 1, using the
freeware application ImageJ 1.37v. The interstices between
filaments measured an average 0.04 mm, being of the same
order of magnitude for all the monofilament meshes, as
illustrated in Fig. 1.
Discussion
In this study, only the in vitro uniaxial tensile and flexural
stiffness properties were examined. All the meshes tested
are regularly used in the practical clinic; in consequence, no
additional clinical tests were performed.
Material stiffness has been associated with the likelihood
of tissue erosion [17]; however, in the present work, no
clinica l studies have been carried out to confir m this
preposition. Dietz et a l. [13] consider that the stress
transmission at the tissue–implant interface will be influ-
Table 1 E
I
and E
II
stiffness
results (uniaxial tensile
strength)
Tapes E
I
[(N/m)×1,000] SD E
II
[(N/m)×1,000] SD
Aris™ 2.3898 0.2154 5.3705 0.5432
TVTO™ 0.9428 0.1919 1.3083 0.2075
Uretex™ 1.1367 0.1918 3.2231 0.1853
Avaulta™ 1.7986 0.1925 3.7810 0.7626
Auto Suture™ 1.0507 0.0766 2.2624 0.2658
Table 2 Fundamental geometrical properties for each mesh
Aris SD Auto suture SD Avaulta SD TVTO SD Uretex SD
Length 0.575 0.096 0.900 0.028 ––1.290 0.227 1.470 0.144
Width 0.209 0.014 0.730 0.048 ––1.093 0.170 1.218 0.147
Diameter ––– –1.379 0.071 ––––
Fiber diameter 0.113 0.003 0.164 0.013 0.105 0.007 0.179 0.009 0.170 0.018
Int Urogynecol J
enced by the biomechanical properties of implant and
native tissue, respectively, and the biomechanical properties
of synthetic meshes is important in choosing appropriate
materials for a variety of urogynecologic procedures,
particularly sub-urethral slings. These authors conclude
that the lowest initial stiffness, i.e. low resistance to
deformation at forces below the elastic limit, may be at
least partly respon sible for the apparent clinical success of
the implants. This observation seems to be supported by
other authors. Feifer and Corcos [18] referred that tensile
strength of synthetic meshes is not a d ifferentiating factor
among products since it is one order of magnitude higher
than normal fibrous tissue. Neymeyer et al. [19] also
recommended that the most appropriate mesh properties
should be as close as possible to natural human tissue.
For the same material, stiffness is related with mesh
geometry, mesh manufacturing and mesh thickness. Alter-
natively, for the same mesh (same manufacturing and same
thickness), the stiffness can be changed by using different
materials. The sample’s stiffness is directly proportional
with thickness values obtained from the tensile test.
However, considering the tape ring compression t est,
stiffness varies in an inversely cubic manner with thickness
[20]. From solid mechanics considerations, we can assume
that polypropylene filament thickness has more influence
(mechanically) on the tape ring compression test than on
the uniaxial tensile test.
This study shows that there are significant differences on
the mechanical properties between urogynecology meshes.
The TVTO™ mesh as stated by the manufactur er is
approximately 50% more flexible than the standard poly-
propylene mesh, and the bi-directional elastic properties
allow adaptation to various stresses encountered in the body
[ 11]. The test results obtained in the present work
confirmed that the referred mesh has an inferior tensile
stiffness when compared to the other studied meshes.
Although the experimental values of tensile and flexural
stiffness are low, Auto Suture™ is currently not used in the
practical clinic for pelvic floor repair.
Cons idering the stress urinary incontinen ce meshes,
Aris™ presented a tensile stiffness signi ficantly higher than
Uretex™ and TVTO™; however, the flexural stiffness was
found to be significantly smaller. For these meshes, the
decrease in flexural stiffness is followed by a reduction in
monofilament diameter. All these meshes are made of
polypropylene monofilament fibres and present macropores
[5, 21]. The tested mesh used on pelvic floor repair of
vaginal wall prolapse (Avaulta™) shows high tensile and
flexural stiffness values. Additional clinical studies are
necessary to evaluate the real importance of the flexural
stiffness.
A compa rison of the present results with previous related
works is consistent with the behaviour of TVTO mesh
stiffness. In the current work as well as in Dietz et al. [13],
the TVT presents the lowest tensile stiffness values.
Conclusion
This study shows that there are significant differences on
the mechanical properties between urogynecology meshes.
Acknowledgments This work was supported by CAPES (Federal
Government of Brazil), and Ministério da Ciência, Tecnologia e
Ensino Superior (FCT, Portugal) under the grant PTDC/SAU-BEB/
71459/2006.
Conflict of interest statement The work reported has not been
supported by industry and the authors do not have conflict of interests.
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Int Urogynecol J
ERRATUM
Mechanical properties of polypropylene mesh used
in pelvic floor repair
J. S. Afonso & P. A. L. S. Martins & M. J. B. C. Girao &
R. M. Natal Jorge & A. J. M. Ferreira & T. Mascarenhas &
A. A. Fernandes & J. Bernardes & E. C. Baracat &
G. Rodrigues de Lima & B. Patricio
#
International Urogynecology Journal 2007
Erratum to: Int Urogynecol J
DOI 10.1007/s00192-007-0446-1
In the section “Materials and methods” (second paragraph,
fifth sentence), the displacement rate was mistakenly given
in millimeters per second instead of millimeters per minute.
The correct sentence is:
“All the samples were tested with a constant displace-
ment rate of 5 mm/min in a mechanical testing machine
specially designed for low-load soft-tissue testing [12].”
Int Urogynecol J
DOI 10.1007/s00192-007-0518-2
The online version of the original article can be found at http://dx.doi.
org/10.1007/s00192-007-0446-1.
J. S. Afonso (*)
:
M. J. B. C. Girao
:
E. C. Baracat
:
G. Rodrigues de Lima
Department of Gynecology, Federal University of São Paulo,
São Paulo, Brazil
e-mail: [email protected]
P. A. L. S. Martins
:
R. M. N. Jorge
:
A. A. Fernandes
Institute of Mechanical Engineering (IDMEC),
University of Porto,
Porto, Portugal
A. J. M. Ferreira
Department of Mechanical Engineering and
Industrial Management (DEMEGI),
University of Porto,
Porto, Portugal
T. Mascarenhas
:
J. Bernardes
:
B. Patricio
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9 Abstract
Abstract
Objective: With the aim of understanding what distinguishes the different
polypropylene meshes, used for the treatment of the stress urinary incontinence
(SUI), we investigated their fundamental properties. Methods: Five different
mesh types were tested. The mechanical methods used consisted on uniaxial
tension test (tensile stiffness) and tape ring tests, experimental continuous
compression of the mesh loops (flexural stiffness). The chemical tests
performed were differential scanning calorimetry (DSC), microtomography and
infrared (FTIR). Furthermore, the geometry (electronic microscopy) and linear
density (pyknometer) of the meshes were investigated. Results: The most
significant difference of tensile stiffness behaviour appears between Aris™ and
TVTO™. From the analysis of the experimental data, we divided the flexural
stiffness in two main groups. The first group includes Auto Suture™ and Aris™
meshes. These meshes seem to have a similar flexural behaviour. The second
group includes TVTO™, Uretex™ and Avaulta™. The difference between these
two groups is clear when comparing TVTO™ and Aris™. The material of the
meshes is the isotactic polypropylene. Aris™ mesh presented the smallest fiber
diameter, linear density and level of crystallinity of all the meshes used for the
treatment of the SUI. Conclusions: Concerning the polypropylene meshes
used for the treatment of the SUI, this study shows that there are significant
differences on the mechanical properties, and a direct relation between fiber
diameter, linear density and level of crystallinity with flexural stiffness.
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