BRPI0607829B1

BRPI0607829B1 - Método de produção de implante médico fabricado com liga de beta-titânio molibdênio, e implante correspondente

Info

Publication number: BRPI0607829B1
Application number: BRPI0607829-0A
Authority: BR
Inventors: Baliktay Sevki; Keller Arnold
Original assignee: Waldemar Link Gmbh & Co. Kg
Priority date: 2005-02-25
Filing date: 2006-02-27
Publication date: 2018-05-22
Also published as: AU2006218031A2; CA2597251C; MX2007010439A; ATE552803T1; CA2597251A1; BRPI0607829A2; WO2006089792A1; AU2006218031A1; AU2006218031B2; EP1695676A1; EP1850802B1; RU2397735C2; TWI379670B; ZA200707587B; TW200640432A; RU2007135069A; JP5355896B2; JP2008531843A; CN101128165A; CN101128165B

Abstract

método de produção de implante médico fabricado com liga de beta-titânio molibdenio, e implante correspondente. a presente invenção refere-se a um processo de produção de implante médico a partir de ligas de titânio por meio de microfusão de ligas de titânio em moldes de forja que correspondem ao implante a ser produzido. a presente invenção proporciona o uso de ligas de <225>-titânio, prensagem por isostática a quente, recozimento de solução e depois têmpera. a presente invenção também compreende implantes médicos que são produzidos a partir de ligas de titânio utilizando o processo de microfusão. a liga de titãnio é uma liga de <225>-titânio e é dotada de um tamanho médio de grão de pelo menos 0,3 mm. a presente invenção permite a produção econômica de objetos a partir de ligas <225>-titânio utilizando o processo de microfusão de forma econômica. a presente invenção permite desta forma a combinação vantajosa das propriedades das ligas de <225>-titânio, particularmente de suas excelentes propriedades mecânicas, com as vantagens de produzir objetos através de fundição precisa. a presente invenção permite que mesmo implantes de formas complexas, tais como a parte de fêmur (1) de próteses de articulação dos quadris, as quais eram inviáveis (economicamente) de produzir através dos métodos tradicionais de fundição, sejam produzidos a partir de ligas de <225>-titânio.

Description

(54) Título: MÉTODO DE PRODUÇÃO DE IMPLANTE MÉDICO FABRICADO COM LIGA DE BETATITÂNIO MOLIBDÊNIO, E IMPLANTE CORRESPONDENTE (51) Int.CI.: A61F 2/36; C22F 1/18; C22C 14/00 (30) Prioridade Unionista: 25/02/2005 EP 05 004180.5 (73) Titular(es): WALDEMAR LINK GMBH & CO. KG (72) Inventor(es): SEVKI BALIKTAY; ARNOLD KELLER

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Relatório Descritivo da Patente de Invenção para MÉTODO DE PRODUÇÃO DE IMPLANTE MÉDICO FABRICADO COM LIGA DE BETA-TITÂNIO MOLIBDÊNIO, E IMPLANTE CORRESPONDENTE.

[001] A presente invenção refere-se a um processo de produção de implante médico a partir de uma liga de titânio e ao implante correspondente.

[002] Ligas de titânio são cada vez mais comuns como o material para a fabricação de implantes. Os benefícios do uso deste material como prótese incluem importantes propriedades tais como alta capacidade de sustentação de carga mecânica, alta estabilidade química, e, não menos importante, excelente biocompatibilidade. Considerando o aspecto das propriedades do material, as ligas de titânio são escolhidas como o material para a fabricação de diversos tipos de implantes, incluindo placas ósseas, pinos, joelhos artificiais e articulações dos quadris, assim como próteses de discos intervertebrais.

[003] A técnica anterior descreve vários processos para a produção de implantes. A escolha do processo adequado depende não apenas do tipo de implante a ser produzido, mas também da liga de titânio usada em cada caso. Para processos de conformação, existem dois processos principais adequados às ligas de titânio, chamados por um lado de forjamento e por outro lado de microfusão. A princípio, as ligas de titânio são ligas normalmente forjadas (Peters/Leyens: Titan und Titanlegierungen [Titânio e Ligas de Titânio], Wiley-VCH-Verlag, 2002). No entanto, o processo de microfusão permite que formas mais complexas possam ser mais facilmente produzidas, visto que essas formas complexas não podem ser obtidas por forjamento ou apenas podem ser obtidas mediante a ligação de múltiplos componentes. Entretanto, o processo de microfusão de ligas de titânio, em geral pode ocasionar problemas devido ao alto ponto de fusão e à elevada reatiPetição 870180019037, de 09/03/2018, pág. 4/23

2/13 vidade do titânio; outro problema é a baixa densidade das ligas. Apenas um pequeno grupo de ligas de titânio é apropriado para microfusão. Os referidos incluindo, particularmente, aquelas conhecidas como ligas de α-titânio e algumas ligas de α/β- titânio. Do último grupo, as ligas que contêm vanádio e alumínio, como TiAl6V4, tornaram-se muito importantes para a fabricação de implantes. Tais como implantes dentários e próteses articulares, que podem ser produzidos com êxito através da referida liga por microfusão.

[004] No entanto, existem algumas preocupações quanto à compatibilidade de longo prazo dos elementos tipicamente utilizados nas ligas de α/β-titânio, como TiAl6V4. Mais do que isso, o módulo de elasticidade destas ligas está bem acima daquele do material natural do osso, que pode levar a mudanças patológicas no osso.

[005] A invenção se baseia no objetivo de fornecer implantes médicos nos quais os referidos inconvenientes estejam minimizados. [006] A solução de acordo com a presente invenção se encontra nas características das reivindicações independentes. Refinamentos vantajosos constituem o assunto das reivindicações dependentes.

[007] A presente invenção proporciona um processo de produção de implantes médicos a partir de ligas de titânio, compreendendo os estágios de microfusão da liga de titânio em moldes de fundição que correspondem ao implante a ser produzido, e de acordo com a invenção é proporcionado o uso de ligas de β-titânio, prensados isostaticamente a quente, recozidos em solução e depois temperados.

[008] O processo de acordo com a invenção torna possível a produção de implantes médicos a partir de ligas de β-titânio por microfusão. A possibilidade de uso de ligas de β-titânio traz vantagens consideráveis concernentes aos implantes médicos. Por exemplo, as ligas de β-titânio apresentam propriedades mecânicas favoráveis, em particular um módulo de elasticidade muito mais baixo que as ligas de α+βPetição 870180019037, de 09/03/2018, pág. 5/23

3/13 titânio conhecidas. Enquanto as últimas em geral apresentam um módulo de aproximadamente 100,000 N/mm², com as ligas de titâniomolibdênio é possível alcançar módulos virtualmente reduzidos à metade, em torno de 60.000 N/mm². Além disso, a biocompatibilidade pode ser aumentada com o uso de ligas de titânio-β. Enquanto que com a liga de titânio α/β, TiAl6V4, que é utilizada com freqüência, há determinadas preocupações a respeito da toxidade dos íons de alumínio ou vanádio desprendidos, elementos de liga inofensivos do ponto de vista de sua toxidade, como o molibdênio, podem ser utilizados com sucesso para as ligas de titânio-β. Foi descoberto, particularmente em relação às ligas de titânio-molibdênio, que é possível alcançar excelentes resultados concernentes às propriedades mecânicas e também à biocompatibilidade. Preferivelmente, o teor de molibdênio ou o valor equivalente de molibdênio esteja entre 7,5% e 25%, ou de forma preferida entre 12% e 16%. Isto permite que a fase β metaestável seja alcançada pelo resfriamento rápido depois da fundição. TiMo15 com um teor de 15% de molibdênio provou ser particularmente adequado.

[009] Adicionalmente, o uso de ligas de titânio-β tem a vantagem de que mesmo implantes de formato complexo podem ser produzidos de forma econômica. Em termos gerais, a microfusão é um processo de formação que pode ser usado para produzir mesmo formas complexas de maneira econômica, comparada ao processo de formação por forja. No entanto, foi observado que, especialmente quando usada em conjunto com ligas α ou α/β-titânio conhecidas na técnica anterior, a microfusão não foi suficientemente capaz de produzir bordas afiadas nos implantes. Conseqüentemente, os benefícios inerentes à microfusão, como a capacidade de produção de quaisquer formas complexas que se deseja, não foram completamente realizados. No caso particular dos implantes, entretanto, bordas afiadas são frequentemente desejadas de modo a ancorar o implante. Bordas afiadas nos implantes

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4/13 são muito importantes para implantações sem cimento, que em muitos casos são a opção preferida por razoes de estabilidade mecânica do implante a longo prazo. Surpreendentemente, foi descoberto que o processo de acordo com a presente invenção alcança um melhor preenchimento do molde. Isto significa que bordas afiadas podem ser produzidas com alta qualidade mesmo em implantes de formas complexas. Portanto, a presente invenção proporciona acesso não apenas a implantes com propriedades mais favoráveis no que tange à mecânica e biocompatibilidade, mas também em relação ao aprimoramento alcançado pela microfusão.

[0010] Durante o recozimento da solução, o perfil da temperatura é convenientemente selecionado de forma que a liga de titânio esteja livre de fases ω. Isso neutraliza o risco das propriedades mecânicas serem desfavoravelmente afetadas pela formação de fases ω.

[0011] Uma temperatura abaixo da temperatura de β-transus, especificamente mais de 100°C abaixo, é propícia para prensagem isostática a quente (HIP). Temperaturas entre 710°C a 760°C, preferencialmente 740°C, a uma pressão de argônio de aproximadamente 110 MPa a 120 MPa mostraram ser apropriadas para ligas de titâniomolibdênio com um teor de 15% de molibdênio.

[0012] Temperaturas de pelo menos 700°C a 880°C, preferencialmente na faixa de 800°C a 860°C, em atmosfera protetora de argônio provaram ser adequadas para solubilização. A ductilidade da liga é deste modo aprimorada. Não há necessidade de preliminar endurecimento por envelhecimento, nem antes nem depois da prensagem isostática a quente. A têmpera conseqüente ocorre de preferência com água fria.

[0013] Pode também ser vantajoso que o objeto seja endurecido no final. Isso permite que o módulo de elasticidade seja ainda aumentado, se necessário. Para este propósito, o endurecimento deve ocorPetição 870180019037, de 09/03/2018, pág. 7/23

5/13 rer preferencialmente dentro de uma faixa de 600°C a aproximadamente 700°C.

[0014] A presente invenção refere-se a um implante médico produzido de acordo com o processo acima e também ao implante médico produzido de acordo com a reivindicação independente adicional. O referido proporciona implantes médicos produzidos a partir de ligas de β-titânio que apresentam um tamanho de grão médio de pelo menos 0,3 mm. Para maiores esclarecimentos, são feitas referências às afirmações mencionadas acima.

[0015] Devem ser acrescentados os seguintes comentários adicionais: o implante pode ser uma prótese ortopédica, preferencialmente uma prótese articular. Próteses articulares são submetidas a altos níveis de tensão estática e dinâmica. A transmissão de carga para a estrutura óssea circunvizinha é de suma importância. Isso deve ser tão favorável fisiologicamente quanto possível. Um fator crítico neste contexto é que a transmissão desfavorável de carga para a estrutura óssea circunvizinha pode levar à degeneração dos tecidos ósseos. Não é raro que isto acarrete no afrouxamento da prótese. Testes comprovaram que as próteses produzidas a partir de materiais com um módulo de elasticidade mais baixo produzem uma situação de carga que é mais fisiológica do que a prótese produzida a partir de um material rígido. O mesmo se aplica em particular a próteses com eixos longas, como o componente femoral de próteses de quadril ou outras próteses articulares. O módulo de elasticidade de uma liga convencional de titânio, por exemplo TiAl6V4, é de aproximadamente 100.000 N/mm², muito acima, portanto, do módulo de elasticidade do córtex ósseo, que é de aproximadamente 25.000 N/mm². Módulos mais baixos podem ser atingidos com implantes de acordo com a presente invenção. Por exemplo: um implante produzido de acordo com a presente invenção a partir de TiMo15 possui um módulo de elasticidade de aproximadaPetição 870180019037, de 09/03/2018, pág. 8/23

6/13 mente 60.000 N/mm², isto é, apenas um pouco mais da metade do módulo de TiAl6V4. Esta é uma grande vantagem principalmente para próteses articulares com eixos longos, como próteses de quadril, joelho, ombro ou cotovelo, uma vez que o resultado é significativamente melhor no que diz respeito à transmissão de carga para o osso.

[0016] Considerações correlatas também se aplicam à incorporação do implante de acordo com a presente invenção, como próteses dentárias.

[0017] A presente invenção é explicada abaixo com referências aos desenhos que ilustram uma modalidade vantajosa exemplificativa e nos quais:

[0018] - figura 1: mostra uma imagem da microestrutura fundida logo após a fundição;

[0019] - figura 2: mostra uma imagem da microestrutura após a prensagem isostática a quente;

[0020] - figura 3: mostra uma imagem da microestrutura após a solubilização e subseqüente têmpera;

[0021] - figura 4: mostra uma imagem de uma parte de fêmur compreendendo a haste femoral de uma modalidade exemplificativa de um implante de acordo com a presente invenção;

[0022] - figura 5: mostra uma imagem de implante dentário como uma modalidade exemplificativa adicional; e [0023] - figura 6: mostra uma tabela das propriedades mecânicas de ligas de titânio que foram processadas de acordo com a presente invenção.

[0024] Primeiramente, será feita uma descrição de como conduzir o processo de acordo com a presente invenção. A produção do implante será explicada posteriormente com base no exemplo da parte de fêmur compreendendo a haste femoral de uma prótese de quadril. [0025] O material de partida é uma liga de β-titânio contendo um

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7/13 teor de 15% de molibdênio (TiMo15). A referida liga é disponibilizada comercialmente na forma de pequenas barras (lingotes).

[0026] A primeira etapa consiste na microfusão dos objetos a serem fundidos. No presente contexto, um objeto deve ser entendido como um implante conformado apropriadamente para seu uso final, como endopróteses, por exemplo, próteses de quadril ou outras do tipo articular, ou como implantes fixos, por exemplo, as placas ou pinos ou implantes dentários. O termo não incluiu barras com finalidades de processamento futuro por processos de formação, isto é, em particular não incluiu lingotes produzidos por molde de fundição permanente para processamento adicional por processo de forja ou outro tipo de moldagem.

[0027] Uma instalação de fundição é proporcionada com o objetivo de fusão e fundição do TiMo15. A instalação de fundição é de forma preferida uma instalação de fusão e fundição de indução a vácuo de cadinho de parede fria. Uma instalação deste tipo pode alcançar as altas temperaturas necessárias para a fusão confiável de TiMo15 para microfusão. O ponto de fusão de TiMo15 é de 1770°C mais um suplemento de aproximadamente 60°C para microfusão confiável. No total, então, uma temperatura de 1830°C precisa ser atingida. A microfusão da fusão é então realizada por meio dos processos que são conhecidos per se, como por exemplo, pelo uso de moldes de cera ou de cerâmica como os modelos. Técnicas de microfusão como essas são conhecidas para a microfusão de TiAl6V4.

[0028] Como pode ser visto a partir da imagem (ampliada 1000 vezes) da figura 1, dendritas são formadas e quantidades consideráveis de precipitação ocorreram nas zonas dendríticas. Isso é conseqüência de um fenômeno conhecido como segregação negativa, das ligas de titânio-molibdênio. Este efeito se baseia no perfil específico de temperaturas solidus e liquidus nas ligas de titânio-molibdênio. Na maPetição 870180019037, de 09/03/2018, pág. 10/23

8/13 téria fundida, as áreas com alto teor de molibdênio se solidificam antes das outras, formando as dendritas visíveis na figura. Isso empobrece o restante da mistura, isto é, o teor de molibdênio cai. As zonas interdendríticas na microestrutura da matéria fundida apresentam um teor de molibdênio inferior a 15%, podendo chegar a aproximadamente 10%. Como resultado da depleção de molibdênio, as zonas interdendríticas ficam desprovidas de uma quantidade suficiente de βestabilizadores, resultando em uma maior temperatura de transformação α/β local, conduzindo a precipitações que podem ser facilmente notadas na figura 1.

[0029] É aconselhável para a zona de superfície que pode se formar durante a fundição como uma camada dura e quebradiça, conhecida como (α-camada) seja removida por decapagem. A espessura desta camada é, em média, de aproximadamente 0,03 mm.

[0030] Para neutralizar os efeitos desfavoráveis da segregação negativa com as precipitações nas zonas interdendríticas, de acordo com a presente invenção, depois de removidos os moldes em seguida do processo de microfusão, devem ser submetidas a um tratamento térmico. O referido envolve prensagem isostática a quente (HIP) especificamente a uma temperatura logo abaixo da temperatura β-transus. Pode estar na faixa entre 710°C a 760°C e é preferível que esteja em torno de 740°C. A prensagem é realizada com o uso de argônio a uma pressão de 110 MPa a 120 MPa. Isso faz com que as indesejáveis precipitações nas zonas interdendríticas se dissolvam novamente. No entanto, finas camadas de fases secundárias se precipitam novamente durante o esfriamento em seguida da prensagem isostática a quente, preferencialmente nas zonas interdendríticas originais (conforme a figura 2, aumentada 1000 vezes). Isto leva a uma indesejável fragilidade dos materiais.

[0031] Por essa razão, os objetos apresentam apenas uma baixa

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9/13 ductilidade após a prensagem isostática a quente.

[0032] Para eliminar as referidas precipitações destrutivas, as fundições são recozidas em forno de câmara sob atmosfera protegida de argônio. Uma faixa de temperatura entre 700°C a 860°C com uma duração de diversas horas, geralmente duas, é selecionada para este fim. Neste contexto, há uma reciprocidade entre temperatura e duração; em temperaturas mais altas, menos tempo se faz necessário e vice-versa. Depois da solubilização, as peças fundidas são temperadas com água fria. A figura 3 (aumentada 1000 vezes) mostra a microestrutura depois da solubilização. Β-Grãos primários e no interior dos grãos, precipitações interdendríticas muito finas (cf. acumulação do tipo nuvem na parte superior esquerda da figura) podem ser observadas. Os objetos microfusionados utilizando o processo de acordo com a presente invenção possuem β-grãos com um tamanho médio de mais de 0,3 mm em sua estrutura de cristal. O referido tamanho é o tamanho típico da estrutura de cristal obtida pelo processo de acordo com a presente invenção.

[0033] As propriedades mecânicas alcançadas após a solubilização estão mostradas na tabela da figura 5.

[0034] A modalidade exemplificativa ilustrada na figura 4 mostra uma parte de fêmur 1 compreendendo uma haste femoral de uma prótese de quadril. A mesma consiste em uma liga de β-titânio, ou seja, TiMo15. A mesma é dotada de uma estrutura de cristal cúbica e centrada à temperatura ambiente.

[0035] A parte de fêmur 1 compreendendo uma haste femoral foi desenvolvida para ser implantada na extremidade superior do fêmur. A mesma possui um eixo alongado 10 e uma porção de pescoço 11 que se unem em ângulo obtuso. Na extremidade da porção de pescoço afastada do eixo existe uma articulação 12 compreendendo a cabeça femural que, junto com o componente acetabular parte 2, forma uma

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10/13 articulação. A implantação envolve completa ou parcial ressecção da cabeça do pescoço do fêmur, abrindo acesso para a cavidade medular do fêmur. Por meio deste acesso, o eixo 10 da parte de fêmur 1 compreendendo a haste femoral é introduzida na cavidade medular, onde é afixado. Dependendo de cada desenho particular, cimento é proporcionado como o meio de ancoragem ou a fixação ocorre sem o uso de cimento.

[0036] A parte de fêmur 1 compreendendo uma haste femoral introduz carga mecânica que atua na prótese do quadril, seja a carga estática quando o paciente está de pé, seja a carga dinâmica quando o paciente caminha, para o fêmur. Transmissões de carga fisiologicamente compatíveis são importantes para a fixação permanente e confiável da parte de fêmur 1 compreendendo uma haste femoral à matéria óssea do fêmur. Se a parte de fêmur 1 compreendendo uma haste femoral for do tipo rígido, a mesma absorverá uma porção considerável da carga, aliviando, dessa forma, a carga transferida para a matéria óssea, principalmente na parte superior do fêmur. A longo prazo, isto leva à degeneração do fêmur nesta região. Isto conduz ao risco de que a parte de fêmur 1 compreendendo a haste femoral se afrouxe e a prótese deixa de funcionar. Para evitar esta falha, é desejável que a parte de fêmur 1 compreendendo a haste femoral seja projetada com menor rigidez. Particularmente, o eixo 10 da parte de fêmur 1 compreendendo a haste femoral é de suma importância nesse sentido. Na região cortical, a matéria óssea do fêmur possui um módulo de elasticidade entre aproximadamente de 20.000 N/mm² a 25.000 N/mm² De acordo com a presente invenção, a parte de fêmur 1 compreendendo a haste femoral possui módulo de elasticidade de apenas 60.000 N/mm²aproximadamente. Materiais convencionais, como TiAl6V4, possuem um módulo de elasticidade de aproximadamente 100.000 N/mm², ou mesmo 200.000 N/mm², no caso das ligas cobalto-cromo. A parte de

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11/13 fêmur 1 compreendendo a haste femoral fabricada de acordo com a presente invenção apresenta portanto um módulo de elasticidade baixo, fisiologicamente compatível. O módulo de elasticidade baixo representa uma grande vantagem na compatibilidade a longo prazo da prótese em particular na região do eixo 10, o que é crucial neste respeito. [0037] A presente invenção possibilita a fabricação simples de formas mais complexas por meio de microfusão. Por exemplo, a parte de fêmur 1 compreendendo a haste femoral é dotada de uma pluralidade de reentrâncias e saliências dentadas em seu eixo 10. As mesmas são utilizdas para aprimorar a ancoragem da parte de fêmur 1 compreendendo a haste femoral no fêmur, permitindo a implantação livre de cimento. Podem ser vistas várias ranhuras 14 longitudinais no eixo 10. As mesmas estão dispostas tanto na parte anterior quanto na posterior do eixo 10, mas também podem ser proporcionadas nas laterais. Uma pluralidade de fileiras de projeções dentadas 15 é proporcionada na região superior do eixo 10. Ademais, um anel circundante 13 é proporcionado na transição da porção de pescoço 11. O mesmo é projetado como um elemento separado, mas a presente invenção tenciona que o anel também possa ser integrado ao eixo 10 e à porção de pescoço 11. As referidas formas complexas de partes de próteses podem convencionalmente apenas ser produzidas a partir de TiAl6V4. No entanto, conforme já explicado anteriormente, o referido material possui um módulo de elasticidade muito alto indesejado. Embora se tenha conhecimento da produção de partes de fêmur a partir de ligas de β-titânio, isto só é possível pela utilização de processo de forjamento. O forjamento não pode produzir formas assim tão complexas e, do ponto de vista médico, vantajoso como a forma ilustrada na figura 4. O benefício da presente invenção é que as referidas formas complexas podem ser produzidas até mesmo em próteses de quadril fabricadas a partir de ligas de titânio-β.

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12/13 [0038] A figura 5 ilustra um implante dentário de modalidade exemplificativa adicional. O implante dentário 3 desse tipo apresenta a função de ser uma fundação artificial. É projetado na intenção de substituir a raiz natural do dente e é usado para firmar próteses dentárias (não ilustradas) à sua porção de cabeça 32. O implante dentário 3 precisa satisfazer duas condições iniciais. De um lado, deve ser capaz de suportar altas cargas. Na mastigação, as forças estáticas que incidem sobre o elemento dentário podem chegar a 550 N. As referidas forças precisam ser absorvidas pelo implante dentário por serem vetores de tensões no decorrer dos anos e devem ser dissipadas para dentro do osso da mandíbula. Isto leva a uma segunda condição, ou seja, a de uma boa adesão ao osso. A inserção de forças que são empregadas durante a mastigação acarreta muitos problemas, principalmente porque os implantes dentários são dotados apenas de um eixo muito delgado 30. Para alcançar a fixação ideal no osso da mandíbula e desta forma evitar possíveis afrouxamentos do implante, o eixo 30 é proporcionado com uma porca roscada 35. A ancoragem pode ser ainda aprimorada ao se proporcionar aberturas transversais 34, preferivelmente como aberturas perfuradas. As referidas promovem a integração do implante dentário com a matéria óssea da mandíbula e, por conseguinte, trazem grandes benefícios para uma ancoragem permanente e ideal, mas ainda assim acarretam picos de tensão e, portanto, a maior carga mecânica no eixo 30. O processo de acordo com a presente invenção permite que implantes dentários 3 deste tipo possam ser produzidos por processo de microfusão a partir de ligas de βtitânio. Nesse contexto é possível que até mesmo formas complexas, tais como a porca roscada 35 e as aberturas transversais 34, sejam produzidas de forma econômica, sem a necessidade de reusinagem complexa, por exemplo, usinagem de remoção de material. Portanto, no momento de selecionar uma liga de titânio adequada e durante o

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13/13 projeto e dimensionamento, não é preciso levar em consideração a usinabilidade. Desta forma é assim possível concretizar a fabricação de projetos virtualmente irrealizáveis através de forjamento ou usinagem. Adicionalmente, as afirmativas feitas anteriormente, a respeito das próteses de fêmur e da minimização dos riscos de degeneração da estrutura óssea circundante em resultado do baixo módulo de elasticidade, também se aplicam aos implantes dentários.

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Claims

REIVINDICAÇÕES

1. Processo de produção de implante médico a partir de uma liga de titânio compreendendo as etapas de:

microfusão da liga de titânio em moldes de fundição que correspondem ao implante a ser produzido, uso de uma liga de β-titânio, prensagem isostática a quente, solubilização, e então têmpera, caracterizado pelo fato de que a prensagem isostática a quente ocorre a uma temperatura no máximo igual à temperatura βtransus da liga de titânio-molibdênio e é no máximo 100°C abaixo da temperatura β-transus.
2. Processo, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo endurecimento após a têmpera.
3. Processo, de acordo com a reivindicação 1 ou 2, caracterizado pelo uso de uma liga de titânio-molibdênio.
4. Processo, de acordo com a reivindicação 3, caracterizado pelo fato de que a liga de titânio-molibdênio contém um teor de molibdênio de 7,5% a 25%, preferivelmente aproximadamente 15%.
5. Processo, de acordo com qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que o perfil de temperatura durante o recozimento da solução é selecionado de tal forma a livrar a liga de titânio de fase ω.
6. Processo, de acordo com qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que o recozimento da solução é realizado a uma temperatura entre 700°C e 900°C.
7. Processo, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizado pelo fato de que a têmpera se dá preferencialmente usando água fria.

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8. Implante médico produzido a partir de uma liga de titânio usando o processo de produção de implante médico com microfusão como definido na reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a liga de titânio é uma liga de β-titânio e é dotada de um tamanho de grão médio de no mínimo 0,3 mm.
9. Implante, de acordo com a reivindicação 8, caracterizado pelo fato de que o teor de molibdênio está entre 7,5% e 25%.
10. Implante, de acordo com qualquer uma das reivindicações 8 ou 9, caracterizado pelo fato de que a liga de titânio é livre de fase ω.
11. Implante, de acordo com qualquer uma das reivindicações 8 a 10, caracterizado pelo fato de que a liga de titânio é isenta de vanádio e de alumínio.
12. Implante, de acordo com qualquer uma das reivindicações 8 a 11, caracterizado pelo fato de que é uma prótese ortopédica.
13. Implante, de acordo com a reivindicação 12, caracterizado pelo fato de que é uma prótese articular.
14. Implante, de acordo com a reivindicação 13, caracterizado pelo fato de que é uma parte de fêmur (1) compreendendo uma haste femoral de uma prótese de articulação de quadril.
15. Implante de acordo com qualquer uma das reivindicações 8 a 11, caracterizado pelo fato de que é um implante dentário (3).

Petição 870180019037, de 09/03/2018, pág. 18/23

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FIG 1

FIG 2

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FIG 3

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DUREZA HB30 285 278 268 260 255 MÓDULO DE ELASTICIDADE E [kN/mm²] 00 CO 66 65.4 ΓΟ CO 59.4 REDUÇÃO DA ÁREA APÓS A FRATURA Z[%] 10 • cn η CN 40 52 ELONGAÇAO NA RUPTURA A5 [%] L 1—1 7.5 18.5 27.4 37.6 TENSÃO DE PROVA DE 0,2% Rp [N/mm²] 916 in CO CO 545 ! 520 505 RESISTÊNCIA ÀTRAÇÃO Rm [N/mm²] 920 841 790 735.3 cn CN r· TEMPERATURA DE RECOZIMENTO EM SOLUÇÃO [°C] 700 740 760 780 o o 00

CO

Ο

LL