Recobrimentos cerâmicos bioativos pelo processo sol-gel sobre Ti c.p. modificado por laser empregados em implantes

UNESP – UNIVERSIDADE ESTADUAL PAULISTA CAMPUS DE ARARAQUARA

PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM QUÍMICA

Recobrimentos cerâmicos bioativos pelo processo sol-gel sobre Ti c.p.

modificado por laser empregados em implantes

RAFAEL ADMAR BINI

Dissertação de Mestrado 2007

RAFAEL ADMAR BINI

Recobrimentos cerâmicos bioativos pelo processo sol-gel sobre Ti c.p. modificado por laser empregados em implantes

Dissertação apresentada ao Instituto de

Química, Universidade Estadual

Paulista, como parte dos requisitos

para obtenção do título de Mestre em

Química.

Araraquara

2007

Nome: Rafael Admar Bini

Filiação: Armelindo Admar Bini e Maria Elena Dosciatti Bini Nascimento: 03/11/1982, Pato Branco/PR - Brasil

Carteira de identidade: 80521634 / SSP / PR / 10/04/1997 CPF: 03654014984

Endereço residencial: Rua Djalma Santos, 1449 Jardim do Ccarmo

14800-400 Araraquara, SP - Brasil Telefone: (16) 91414842

E- mail: r_bini11@yahoo.com.br

2 FORMAÇÃO ACADÊMICA/TITULAÇÃO

2005 –2007 Mestrado em Química [Araraquara].

Universidade Estadual Paulista Júlio de Mesquita Filho, UNESP Título: Aplicação do processo sol- gel na produção de recobrimentos cerâmicos bioativos sobre Ti c.p. modificado por laser empregados em implantes

Orientador: Antonio Carlos Guastaldi.

Bolsista do(a): Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior, CAPES.

2001 - 2004 Graduação em Licenciatura em Química.

Universidade Estadual do Oeste do Paraná, UNIOESTE, Paraná

Título: Funções Inorgânicas - ácidos e bases: uma contextualização para o ensino.

Orientador: Dr Élvio Antônio de Campos.

Bolsista do(a): Conselho Nacional de Desenvolvimento Científico e Tecnológico, CNPQ.

3.1 Artigos completos publicados em periódicos

1. CAMPOS, Silvia Denofre de ; CAMPOS, É. A. ; SILVEIRA, Cristian Berto da ; BINI, R. A. . Biomateriais à base de Na2O-CaO-SiO2-P2O5 preparados comserragem e com glucose de milho: influencia na porosidade e na cristalinidade. Cerâmica, v. 51, p. 274-279, 2005. 3.2 Trabalhos completos publicados em anais de congressos

1. BINI, R. A. ; SANTOS, M. L. ; Florentino, A. C. ; Saeki, M. J. ; Guastaldi, A. C. . Aplicação do processo sol- gel na obtenção de recobrimentos de HA sobre 6Al-4V e Ti-6Al-7Nb. In: IV Congresso Latino Americano de Órgãos Artificiais e Biomateriais, 2006, Caxambu - Mg. Anais do IV COLAOB, 2006.

2. OLIVEIRA, N. T. C. ; BINI, R. A. ; Guastaldi, A. C. . Obtenção e caracterização de ligas Ti-Mo para aplicações em biomateriais. In: IV Congresso latino Americano de Órgãos Artificiais e Biomateriais, 2006, Caxambu. Anais do IV COLAOB, 2006.

3. BINI, R. A. ; CAMPOS, Silvia Denofre de ; CAMPOS, Élvio Antonio de ; SILVEIRA, Cristian Berto da . Porosity Inhluence In Biomaterials Crystallinity. In: BRAZILIAN MRS MEETING 2004, 2004, Foz do Iguaçu - Paraná, 2004.

4. BINI, R. A. ; CAMPOS, Silvia Denofre de ; CAMPOS, Élvio Antonio de ; SILVEIRA, Cristian Berto da . Obtenção de Biovidros pelo Método de Fusão Clássico. In: XXVI Congresso Latinoamericano de Química e XXVII Reunião Anual da SBQ, 2004, Salvador -BA, 2004.

5. BINI, R. A. ; ZUCCHI, O. J. . A Química e a Educação. In: XII Encontro Nacional de Ensino em Química, 2004, Goiânia - Go, 2004.

6. BINI, R. A. ; SILVEIRA, Cristian Berto da ; CAMPOS, Silvia Denofre de ; CAMPOS, Élvio Antonio de ; OLLIVEIRA, Deise Maria Pereira de . Obtenção de Biovidros pelo Método de Fusão Clássico. In: XII Encontro de Química da Região Sul, 2004, Guarapuava, 2004.

3.3 Resumos publicados em anais de congressos

1. BINI, R. A. ; CAMPOS, Silvia Denofre de ; SILVEIRA, Cristian Berto da ; CAMPOS, Élvio Antonio de . Síntese de Materiais Bioativos baseados no sistema Na2O-P2O5-CaO-SiO2. In: XII Encontro Anual de Iniciação Científica, 2004, Londrina - Paraná, 2004.

2. BINI, R. A. ; CAMPOS, Silvia Denofre de ; CAMPOS, É. A. ; SILVEIRA, Cristian Berto da . Síntese de Materiais Bioativos baseados no sistema NA2O-P2O5-CaO-SiO2.. In: XII ENEQ, III ECOQ, XIII ECODEQ, 2004, Goiânia - GO, 2004.

Demais tipos de produção técnica

1. BINI, R. A. ; MODOLO, M. L. ; REIS, M. ; ROSA, F. . O Lado Negro da Química. 2004. (Curso de curta duração ministrado/Extensão). VII Semana de Química – UNIOESTE – PR.

Dedicatória

Dedico este trabalho aos meus pais Armelindo e Maria Elena, a minha irmã Raquel pela constante demonstração de carinho, amor, compreensão e apoio durante toda minha vida, e por todo o esforço e sacrifício que fizeram para minha formação. Minha eterna gratidão.

AGRADECIMENTOS

Ao Prof. Dr. Antônio Carlos Guastaldi, pela orientação durante a realização deste trabalho.

Aos meus amigo(a)s de laboratório, Anahi, Regina (Vó), Chico, Lucina, Hewerson, Marcus, Nilson, Edson, Frota e, principalmente, ao Marcio pela amizade, paciência e sugestões durante todo desenvolvimento deste trabalho.

A minha namorada Juliana por todo o carinho e paciência, beijosss!!!!!!!!!!!!!!!!!!!!!!!!!!!!

Aos meus amigo(a)s do Paraná, Néia, Silvana, Josi, Adri e Arthur pela amizade e pelos bons momentos de desconcentração.

Aos meus amigos da República A ROCHA, Boo, Bola, Macau, Sabugosa, Birruga, Fester, Jão, Lex, Macaco, Tandy, Dunga, Mariposa, Tueio, ET, Ygão, Sniffo, Zé Ruffino e agregados, excelentes festas!!!

Ao Rodrigo Marques – Jataí, pelos refinamentos por Rietveld das superfícies irradiadas por Laser.

Aos técnicos do departamento de Físico-Química, Ricardo e Sebastião pelos auxílios sem os qua is este trabalho não seria possível.

Aos professores do Instituto por tudo que me ensinaram e pela amizade adquirida.

A todos aqueles que direta ou indiretamente contribuíram na execução deste trabalho.

RESUMO

A superfície do Ti c.p. foi modificada por feixe de Laser Nd:YAG e recoberta com compostos bioativos pelo método sol-gel, visando aplicações clínicas. As amostras de Ti c.p. foram irradiadas por Laser Nd:YAG pulsado em ar e pressão atmosférica, estabelecendo quatro condições de estudo. Os recobrimentos sobre as superfícies irradiadas foram realizados pelo método sol- gel, em que o sol foi preparado a partir dos precursores Ca(NO3)2.4H2O e H3PO4. Os filmes foram depositados por dip-coating e tratados termicamente por dois procedimentos (P1 e P2) com rampas de aquecimento diferentes, sendo que a temperatura final de sinterização foi de 700° C. As caracterizações das amostras foram realizadas pelas técnicas de análise térmica, microscopia eletrônica de varredura, difração de raios-X e espectroscopia no infravermelho com transformada de Fourier. Resultados da modificação por feixe de Laser mostraram que as quatro condições estabelecidas tiveram energia suficiente para promover a ablação na superfície irradiada. Verificou-se que não houve presença de nenhuma fase referente a nitretos de titânio e que é possível obter-se TiO, Ti3O e Ti6O com diferentes porcentagens, dependendo da fluência utilizada. Também se verificou que a modificação por Laser é um processo limpo e reprodutível, não deixando vestígios de contaminação. Pelos resultados dos recobrimentos bioativos, pode-se verificar a influência do tratamento térmico.

As análises mostraram para o procedimento

térmico 1 a formação de uma mistura de fases, CPP e ß–TCP, enquanto no procedimento 2 obteve-se HA e ß-TCP. Em todos os recobrimentos, utilizando-se o procedimento térmico 2, conseguiu-se transformar a superfície bioinerte do titânio para uma bioativa constituída de cerâmicas de fosfato de cálcio de interesse biológico. Portanto, esse procedimento apresenta-se satisfatório para a obtenção de recobrimentos bioativos de fosfato de cálcio para apresenta-serem utilizadas em implantes dentários e ortopédicos.

Palavras chave : sol- gel, titânio c.p, recobrimentos, fosfatos de cálcio, Laser Nd:YAG, biomateriais.

ABSTRACT

The c.p. Ti surface was modified by Laser Nd:YAG and compounds bioactives coating by sol-gel method, seeking clinical applications. The samples of c.p. Ti were irradiated by Laser Nd:YAG pulsed in air and atmospheric pressure, establishing four study conditions. The coatings, on the irradiated surfaces, were carried through by the sol- gel method, where the sol was prepared starting from the precursors Ca(NO3)2.4H2O and H3PO4. The coatings were deposited by dip-coating and treated termically by two procedures with heating ramps different (P1 and P2), and final temperature was 700° C. The characterizations of the samples were carried through by SEM, XRD and FT-IR. Results of the modification by laser beam showed that the four established conditions suggested have enough energy to promote the ablation in the irradiated surface. It was verified that there was not presence of any phase regarding nitretes of titanium and that it is possible to obtain TiO, Ti3O and Ti6O with different percentages, depending on the fluency used. Also, it is verified that the modification for Laser is a clean process, not leaving tracks of contamination, important characteristic for clinical applications. For the results of the bioactives coatings , the influence of thermal treatment can be verified. The analysis showed in the procedure 1 the formation of a mixture of phases, CPP and ß-TCP, while in the procedure 2, it was obtained HA and ß-TCP. In all coating, using the thermal procedure 2, it was gotten to transform the bioinert surface of the titanium for a bioactive constituted of ceramic of calcium phosphate of biological interest. Therefore, that procedure presented satisfactory for the obtaining of bioactives coatings of calcium phosphate for be used in dental and orthopedical implants.

LISTA DE FIGURAS

Figura 1. Possíveis reações histológicas na interface osso/implante para vários materiais para implante.

25

Figura 2. Representação do processo de osseointegração adaptado de Branemark, onde os números representam: (1) Implante de titânio; (2) Hematoma; (3) Osso danificado; (4) Osso saudável; (5) Hematoma transformado em um novo osso; (6) Osso danificado cicatrizado pela desmineralização e remineralização; (7) Novo osso saudável.

26

Figura 3. Representação esquemática mostrando a anatomia do dente 30 Figura 4. (a) Estrutura molecular da Hidroxiapatita, (b) posições dos átomos no eixo-c, Adaptado.

33

Figura 5. Modelo de estruturas cristalinas do Ti; posições dos átomos indicados pela localização das esferas.

35

Figura 6. Implante dentário osseointegrado de titânio. 37 Figura 7. Transições Radiativas entre Níveis de Energia. 42 Figura 8. Curvas referentes ao comprimento do pulso, energia de pulso, potência média e de pico versus freqüência.

44

Figura 9. Estágios do processo de deposição por imersão e emersão do substrato por

dip-coating, adaptado.

49

Figura 10. Micrografias das superfícies Ti cp depois de irradiadas com laser em nove diferentes condições (500X).

54

Figura 11. Fluxograma da metodologia desenvolvida neste trabalho. 56 Figura 12.Laser Nd:YAG-pulsado-Digilaser DML – 100, empresa ADITEK. 58 Figura 13. Ensaios de irradiação por feixe de laser em atmosfera normal (a) discos

e (b) implante odontológico de titânio, empresa ADITEK.

59

Figura 14. Curvas referentes ao comprimento do pulso, energia de pulso, potência média e de pico versus freqüência.

61

Figura 15. Microscopia eletrônica de Varredura do Ti cp sem irradiação por laser (a)1000x, (b) 3000x e (c) EDS. Após ensaios por feixe de Laser Nd:YAG: amostra B (d), (e) e (f); amostra C (g), (h) e (i); amostra D (j), (k) e (l) e amostra E (m), (n) e (o), aumentos de 1000 e 3000 vezes e EDS, respectivamente

67

Figura 16. Microscopia eletrônica de Varredura das amostras B e D, ambas com mesma freqüência de pulso (5 Hz), mas velocidade de varreduras diferentes. A amostra B (vv = 500 mm.s-1) (a)1000x e (b) 3000x. Amostra D (vv = 100 mm.s-1) (c) 1000x e (d) 3000x.

Figura 17. Microscopia eletrônica de Varredura das amostras C e E, ambas com mesma freqüência de pulso (35 Hz), mas velocidade de varreduras diferentes. A amostra C (vv = 500 mm.s-1) (a)1000x e (b) 3000x. Amostra E (vv = 100 mm.s-1) (c) 1000x e (d) 3000x.

69

Figura 18. Difração de raios X (a) amostra A; e após ensaios por feixe de Laser (b) amostra B e (b) amostra C

70

Figura 19. Difração de raios X (a) amostra A; e após ensaios por feixe de Laser (b) amostra D e (b) amostra E.

71

Figura 20. Difratogramas de DRX após o refinamento por Rietveld das superfícies irradiadas por laser.

72

Figura 21. (a) Denotação de defeitos de acordo com Kröger e Vink (1956) (b) Diagrama hipotético (µ, T, x) para um sistema de dois componentes a temperatura constante (SORENSE, 1981).

73

Figura 22. Diagrama de fase do titânio e oxigênio 75

Figura 23. Difratograma das amostras submetidas ao tratamento químico com NaOH 5 mol.L-1 (a) amostra B e (b) amostra C.

76

Figura 24. Difratograma das amostras submetidas ao tratamento químico com NaOH 5 mol.L-1 (a) amostra D e (b) amostra E.

77

Figura 25. Curvas TGA/DSC do pó obtido do sol precursor seco a 100°C por 12horas. 78 Figura 26. Difratogramas dos pós de HA calcinados em diferentes temperaturas e comparadas com uma HA comercial. (a) comercial, (b) 700°C, (c) 500°C, (d) 300°C, (H)HA, (O) OCP, (C) CaO

79

Figura 27. Espectro infravermelho por reflectância difusa de pós de HA calcinados em diferentes temperaturas e comparadas com uma HA comercial (a) comercial, (b) 700°C, (c) 500°C, (d) 300°C.

80

Figura 28. Difratograma da amostra A após recobrimentos pelo método sol- gel submetida ao procedimento térmico 1. (H – hidroxiapatita, B – fosfato tricálcico, P – pirofostato de cálcio e Ti - titânio).

83

Figura 29. Difratogramas das amostras após recobrimentos pelo método sol-gel submetida ao procedimento térmico 1. Amostras (a) A; (b) B, (c) C e (D). (B – fosfato tricálcico, P – pirofostato de cálcio e Ti - titânio).

84

Figura 30. Espectro infravermelho por reflectância difusa da amostra A, após recobrimentos bioativos pelo método sol- gel, submetidas ao procedimento térmico 1

85

Figura 31. Espectro infravermelho por reflectância difusa das amostras, após recobrimentos bioativos pelo método sol-gel, submetidas ao procedimento térmico 1. Amostras (a) B; (b) B, (c) D e (d) E.

Figura 32. Micrografias da amostra A após recobrimentos bioativos, pelo método sol-gel, submetidas ao procedimento térmico 1 (a)2000x, (b)5000x.

86

Figura 33. Micrografias das amostras após recobrimentos bioativos, pelo método sol-gel, submetidas ao procedimento térmico 1. Amostras A (a)2000x, (b)5000x e B (c)2000x, (d)5000x

87

Figura 34. Micrografias das amostras após recobrimentos bioativos, pelo método sol-gel, submetidas ao procedimento térmico 1. Amostras C (a)2000x, (b)5000x e D (c)2000x, (d)5000x.

87

Figura 35. Difratogramas da amostra A após recobrimentos, submetida ao procedimento térmico 2. Amostras (a) A (H – hidroxiapatita, B –fosfato tricálcico e Ti - titânio)..

89

Figura 36. Difratogramas das amostras após recobrimentos pelo método sol-gel submetida ao procedimento térmico 2. Amostras (a) A; (b) B, (c) C e (d) D. (H – hidroxiapatita, B –fosfato tricálcico e Ti - titânio)..

90

Figura 37. Espectro infravermelho por reflectância difusa das amostras, após recobrimentos bioativos pelo método sol-gel, submetidas ao procedimento térmico 2. Amostras (a) A; (b) B, (c) C e (D).

91

Figura 38. Espectro infravermelho por reflectância difusa das amostras, após

recobrimentos bioativos pelo método sol- gel, submetidas ao procedimento térmico 2. Amostras (a) A; (b) B, (c) C e (D).

92

Figura 39. Micrografia da amostra A após recobrimentos bioativos, pelo método sol- gel, submetidas ao procedimento térmico 2. Amostras A (a)2000x e (b)5000x.

93

Figura 40. Micrografias das amostras após recobrimentos bioativos, pelo método sol-gel, submetidas ao procedimento térmico 2. Amostras B (a)2000x, (b)5000x e C (c)2000x, (d)5000x.

93

Figura 41. Micrografias das amostras após recobrimentos bioativos, pelo método sol-gel, submetidas ao procedimento térmico 2. Amostras D (a)2000x, (b)5000x e E (c)2000x, (d)5000x.

LISTA DE TABELAS

Tabela 1. Biomateriais e Suas Aplicações 18

Tabela 2. Propriedades mecânicas obtidas para vários tipos de osso 29

Tabela 3. Vários tipos de fosfatos de cálcio 31

Tabela 4. Comparação das propriedades mecânicas da HA sinterizada com tecidos calcificados de vertebrados

34

Tabela 5. Propriedades mecânicas do Ti c.p e suas ligas 36 Tabela 6. Ti c.p. e suas composições máximas. ASTM F67-88. 57 Tabela 7. Resistência de tração/tensão do Ti cp. ASTM F67-88. 58

Tabela 8. Parâmetros fixos do feixe de laser Nd:YAG 59

Tabela 9. Parametros de configuração do feixe do laser utilizados neste estudo. 60 Tabela 10. Procedimentos efetuados na obtenção dos recobrimentos de HA 63 Tabela 11. Porcentagem das fases obtidas, após refinamento por Rietveld 72 Tabela 12. Freqüências de absorção no infravermelho características dos fosfatos de cálcio

80

Tabela 13. Procedimentos efetuados na tentativa de obtenção de recobrimentos com HA.

LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS

ACP fosfato de cálcio amorfo CA apatita carbonatada do tipo A CB apatita carbonatada do tipo B

CPP pirofosfato de cálcio

DCPD monohidrogênio fosfato de cálcio dihidratado DRX difratometria de raios X

EDS espectrometria de energia dispersiva de raios X

HA hidroxiapatita

HAD hidroxiapatita deficiente em cálcio

IV análise no infravermelho

MEV microscopia eletrônica de varredura

OCP fosfato octacálcico

P1 procedimento térmico 1

P2 procedimento térmico 2

ß-TCP fosfato tricálcico

LISTA DE SÍMBOLOS

Símbolos Unidades

ν número de ondas da radiação infravermelha cm-1

Å unidade de comprimento (Angström) 1 Å=10-10m

? comprimento de onda nm

F fluência J.cm-2

f freqüência de pulso Hz

D diâmetro do feixe µm

SUMÁRIO

I INTRODUÇÃO 17

I.1 Biomateriais 17

I.1.1 Osseointegração 24

I.1.2 Tecidos naturais: ossos e dentes 26

I.2 Cerâmicas a base de fosfato de cálcio - Biocerâmicas 30

I.2.1 Hidroxiapatita 31

I.2.2 Propriedades da hidroxiapatita 32

I.3 Titânio comercialmente puro – Ti cp 35

I.3.1 Propriedades mecânicas 36

I.4 Modificações de superfície 38

I.4.1 Texturização de superfícies 39

I.4.2 Texturização de superfícies – Processo de subtração 39

I.4.3 Texturização de superfícies – Processo de adição 45

I.4.4 Recobrimentos obtidos pelo processo sol- gel 50

I.5 Justificativa 51

II. OBJETIVOS 55

III. FLUXOGRAMA 56

IV. MATERIAIS E MÉTODOS 57

IV.1 Materiais 57

IV.2 Limpeza das amostras 57

IV.3 Modificação Superficial com Laser Nd:YAG 58

IV.4 Processo sol- gel 61

IV.4.1 Obtenção do pó de HA 61

IV.4.2 Recobrimento das Amostras 62

IV.5.1 Microscopia Eletrônica de Varredura 64

IV.5.2 Difratometria de raios X 64

IV.5.3 Espectroscopia no Infravermelho com transformada de Fourier 64 IV.5.4 Análises termogravimétricas (TGA) e calorimetria exploratória diferencial

(DSC)

65

V. RESULTADOS E DISCUSSÃO 66

V.1 Modificação superficial por laser Nd:YAG 66

V.1.1 Caracterização da modificação superficial por laser Nd:YAG 66

Microscopia eletrônica de varredura 66

Difração de raios X 70

Tratamento químico com hidróxido de sódio após irradiações 75

V.2 Recobrimentos bioativos pelo método sol- gel 77

V.2.1 Caracterização da HA na forma de pó obtido pelo processo sol- gel 77 Análises termogravimétricas (TGA) e calorimetria exploratória diferencial (DSC) 77

Difração de raios X 78

Espectroscopia no infravermelho com transformada de Fourier 80 V.2.2 Caracterização dos recobrimentos bioativos pelo processo sol- gel 82

V.2.2.1 Procedimento Térmico 1 – 300/700 ºC 82

Difratometria de raios X 82

Espectroscopia no Infravermelho com transformada de Fourier 84

Microscopia Eletrônica de Varredura 85

V.2.2.2 Procedimento Térmico 2 – 700/700ºC 87

Difração de Raios X 88

Espectroscopia no Infravermelho com transformada de Fourier 90

Microscopia Eletrônica de Varredura 92

VI. CONCLUS ÕES 95

I. INTRODUÇÃO

I.1 Biomateriais

A idéia de utilizar materiais preparados ou fabricados pelo homem para suprir ou substituir órgãos ou tecidos deteriorados do corpo humano é antiga. São relatadas substituições de dentes perdidos por marfim ou dentina animal desde as culturas antigas, como a egípcia e inca. Entretanto, somente no início do século XIX foram iniciados estudos sistematizados para encontrar materiais com características adequadas para restaurações e substituições dos tecidos ósseos. A procura iniciou-se com materiais de origem biológica, como o caso dos enxertos ósseos, os quais são classificados como (HENCH, 1998):

• autógenos – o tecido ósseo é removido do mesmo indivíduo em que o enxerto será usado;

• isógenos – o tecido ósseo é removido de um indivíduo da mesma espécie, gêmeos idênticos, por exemplo;

• alógenos ou homogêneos – o tecido ósseo é removido do cadáver de um indivíduo da mesma espécie, porém não relacionado geneticamente com o receptor;

• xenógenos ou heterogêneos – tecido retirado de um doador de uma espécie diferente do receptor, por exemplo tecido animal implantado em receptor humano.

Outros dois grandes marcos no desenvolvimento dos biomateriais foram as duas grandes guerras. Durante esses eventos, na tentativa de evitar a amputação de membros que haviam perdido suas funções, buscavam-se materiais que não fossem nocivos e não sofressem rejeição. Devido aos resultados inicialmente desastrosos, estabeleceu-se na época como objetivo a identificação de materiais que, além das propriedades estruturais e de não provocarem sérios danos à saúde do paciente, não fossem rejeitados pelo organismo. Dessa forma, chegou-se, em 1947, a uma recomendação formal por parte do Comitê Americano para o Tratamento de Fraturas do Colégio Americano de Cirurgiões para que se usassem os aços inoxidáveis. Desde então, um considerável número de outros materiais sintéticos foi desenvolvido, testado e considerado adequado para a utilização em implantes com as mais variadas funções (BOSCHI, 1995).

Dessa forma, materiais preparados pelo homem com o intuito de melhorar a qualidade de vida dos pacientes, os chamados biomateriais, do ponto de vista formal podem ser definidos como:

Qualquer substância (outra que não droga) ou combinação de substâncias, sintética ou natural em origem, que possa ser usada por um período de tempo, completo ou parcialmente, como parte de um sistema que trate, aumente ou substitua qualquer tecido, órgão ou função do corpo. (SCHOEDER, 1994)

Para que assim possam ser considerados, os biomateriais devem estar de acordo com a norma ISO 10993-1 (Biological evaluation of medical devices – Part 1: Evaluation and testing); essa norma é um guia para seleção e testes de materiais que serão usados na confecção dos dispositivos. Por meio dele, avaliam-se as características e propriedades do material, como: as mecânicas, as químicas, as toxicológicas, as físicas, as elétricas e as morfológicas (ISO, 1997). Atualmente, com o avanço da ciência, foram encontrados diversos materiais sintéticos utilizados para esse fim, nos quais incluem-se metais, polímeros, cerâmicas e, também, a combinação desses, os compósitos. A Tabela 1 apresenta alguns biomateriais sintéticos e relaciona algumas de suas aplicações.

Tabela 1. Biomateriais e Suas Aplicações (HELMUS e TWEDEN, 1995).

MATERIAL APLICAÇÕES

Sintéticos Não degradáveis

Acrílicos Suportes para dispositivos extra-corpóreos

Epoxies Suportes, compósitos de fibras

Fluorcarbonetos Enxertos vasculares, camadas em catéter, remendos

periodontais, remendos abdominais

Hidrogeis Camadas para catéter, antiadesivos

Poli acetatos Estruturas para válvula cardíaca, partes estruturais

Poli amidas Suturas

Poli amida elastomérica Catéter, curativos para ferimentos

Poli carbonatos Suportes para dispositivos extra-corpóreos

Poli ésteres Enxertos vasculares, balões para angioplastia

Continuação da Tabela 1

Poli eteracetonas Componentes estruturais, dispositivos ortopédicos

Poli imidas Componentes estruturais, catéters

Poli (metacrilato de metila) Cimento ósseo, lentes intra-oculares

Poli metil-penteno Suportes para dispositivos extra-corpóreos

Poli olefinas Suturas, balões para angioplastia, catéters

Poli olefina elastoméricas Tubos, corações artificiais, catéters

Filmes de poli olefina de alta cristalinidade Balões para angioplastia

Poli sulfonas Componentes de sutura, dispositivos ortopédicos

Poliuretanos Catéters, corações artificiais, curativos

Poli cloreto de vinila Tubos, bolsas sangüíneas

Silicones Juntas para dedos, catéters, válvulas cardíacas,

curativos

Polietileno de ultra alto peso molecular Cálice acetibular, tecidos de alta resistência

Bioreabsorvíveis

Poli aminoácidos Peptídeos de adesão celular e liberação controlada

- 4 -Poli anidridos Liberação controlada

Poli caprolactonas Suturas, liberação controlada

Copolímeros de poli ácido lático/glicólico Suturas, liberação controlada,

Poli hidroxil butiratos Liberação controlada, placas ósseas

Poli ortoésteres Liberação controlada

Colágeno Camadas, reconstrução de tecidos moles

Hidroxiapatita de baixa densidade Implantes ósseos, cirurgia reconstrutiva

Materiais biologicamente derivados

Artérias e veias bovinas Enxertos vasculares

Pericárdio bovino Substitutos de pericárdio, válvulas cardíacas

Ligamentos bovinos Ligamentos

Tendões bovinos Tendões

Continuação da Tabela 1

Osso bovino descalcificado Implantes ósseos

Cordão humbilical humano Enxertos vasculares

Válvula cardíaca porcina Válvulas cardíacas

Macromoléculas bioderivadas

Albumina liofilizada Camadas de enxerto vascular, agente de contraste

ultrasônico

Acetatos de celulose Membranas para hemodiálise

Celulose de cupramônia Membranas para hemodiálise

Quitosana Experimental, camadas, liberação controlada

Colágeno Camadas, curativos, órgãos híbridos

Elastina Camadas

Gelatina liofilizada Camadas para corações artificiais

Ácido hialurônico Ca madas, antiadesivo, anti-inflamatório ocular e de

junta

Recobrimentos passivos

Albumina Tromboresistência

Cadeias de alcanos Adsorve albumina para tromboresistência

Fluorcarbonos Arraste reduzido para catéters

Hidrogels Arraste reduzido para catéters

Silicones livres de sílica Tromboresistência

Óleos de silicone Lubrificante para agulhas e catéters

Recobrimentos Bioativos

Hidroxiapatita Recobrimentos em implantes edósseos

Angicoagulantes (ex.: heparina e hirudina) Tromboresistência

Antimicrobianas Resistência à infecção

Peptídeos aderentes a células Adesão celular melhorada

Proteínas aderentes a células Adesão celular melhorada

Superfícies carregadas negativamente Tromboresistência

Continuação da Tabela 1

Trombolíticos Tromboresistência

Tecidos adesivos

Cianoacrilatos Microcirurgia para anastomose de vasos

Cola de fibrina Camada de enxerto vascular, microcirurgia

Cola de molusco Adesão celular melhorada

Metais e Ligas Metálicas

Ligas cobalto-cromo, ligas níquel-cromo, ligas nitinol, (ligas efeito memória de forma), aços inoxidáveis, tântalo, titânio e suas ligas

Arames guias, válvulas de coração mecânico, orifícios e braços, válvula de coração biológico implantes ortopédicos e odontológicos, placas para fraturas, pregos e parafusos para reparo ósseo, coberturas para veia cava, suportes para corações, etc.

Cerâmicas, inorgânicos e vidros

Vidros bioativos Ligação óssea, cirurgia reconstrutiva

Vitro -cerâmicas bioativas Ligação óssea, cirurgia reconstrutiva

Alumina de alta densidade Implantes odontológicos e ortopédicos

Hidroxiapatita Ligação óssea, cirurgia reconstrutiva

Alumina monocristalina Implantes ortopédicos e odontológicos

Fosfatos tricálcios Reparo ósseo

Zircônia Implantes ortopédicos e odontológicos

Carbonos

Carbono pirolítico (isotrópico de baixa temperatura)

Válvulas cardíacas, camadas cardiovasculares

Carbono isotrópico de ultra-baixa temperatura Camadas em polímeros sensíveis à temperatura

Compósitos

Compósitos de fibra de carbono baseados em uma matriz de epoxi, poli eteracetonas, poli imida, poli sulfona

Materiais potenciais para orifícios, discos e implantes ortopédicos

Radiopacificadores (BaSO₄; BaCl₂;TiO₂)

misturados em polímeros de poli olefinas, poliuretanos, silicones

Radiopaco em raios-X para identificação e localização do dispositivo

Esse conjunto de testes obrigatórios pela norma ISO 10993-1 estabelece duas propriedades importantes para os biomateriais, a biofucionalidade e a biocompatibilidade . A biofuncionalidade é o conjunto de propriedades que permite ao material desempenhar uma função desejada, sendo diretamente interligada com as propriedades físicas do material, por exemplo, a resistência mecânica. Enquanto que a biocompatibilidade , em um aspecto multidisclipinar, refere-se à compatibilidade entre o material e o meio biológico no qual ele deve permanecer, sendo as propriedades toxicológicas essenciais para que não ocorram reações adversas (BOSCHI, 1995). Ainda, segundo Willians (1992), a biocompatibilidade nada mais é que a habilidade de um material ter um desempenho satisfatório com uma resposta tecidual satis fatória em uma aplicação específica, pois, como dito, os materiais não podem produzir quaisquer respostas biológicas adversas, sejam locais ou sistêmicas.

A biocompatibilidade de um material para implante pode ser considerada ótima quando essa promover a formação de tecido normal na sua superfície, além de estabelecer com o meio biológico adjacente uma interface capaz de suportar as cargas normais ao local do implante (HENCH, 1993). A partir desse enfoque, os materiais chamados biocompatíveis podem ser classificados em biotoleráveis, bioinertes, bioativos e bioreabsorvíveis (VALLET, 1997). Nenhum material implantado no corpo é totalmente inerte, todos induzem uma resposta do tecido hospedeiro (CAO, 1995). A resposta induzida pelos materiais chamados bioinertes e biotoleráveis, em relação ao tecido ósseo, é a encapsulação do implante por uma camada de tecido fibroso não aderente (HANAWA, 1991). A espessura dessa camada depende de muitos fatores, como: condições do implante, do tecido hospedeiro e da interface e das cargas mecânicas aplicadas sobre o implante (CAO, 1995). Nesse contexto, o titânio e suas ligas são definidos como bioinertes, enquanto que o aço inoxidável e ligas de Cr-Co, como biotoleráveis (Tabela 1).

Os materiais bioreabsorvíveis se degradam gradualmente com o tempo, ocasionando a formação de tecido vivo no local antes ocupado pelo implante. Por exemplo, fios de sutura compostos de poli-ácido lático e poli-ácido glicólico são metabolizados a dióxido de carbono e água (por meio do ciclo de Krebs), e as cerâmicas de fosfato tricálcico se degradam a sais de cálcio e fósforo. Devido à grande quantidade de material que deve ser trocado por células, os constituintes dos implantes reabsorvíveis devem ser metabolicamente aceitos. Outra característica que deve ser apresentada por esses implantes, é que a velocidade de reabsorção deve ser proporcional à velocidade de reposição por tecido vivo.

Os materiais bioativos permitem uma resposta biológica específica na interface com o tecido vivo, possibilitando a formação de uma ligação química entre o tecido e o próprio material, também chamada por bioadesão (HANAWA, 1991). Nesse caso, o tecido é capaz de interagir com o material, sem a intervenção de tecido fibroso. Dentre esses materiais, podem-se destacar as cerâmicas a base de fosfato de cálcio (em especial, a hidroxiapatita) e os biovidros (Tabela 1).

Com o intuito de explicar a interação entre o osso e o implante, Branemark (1987) introduziu o termo “osseointegração”, definindo-o como uma “conexão entre osso vital organizado e a superfície de um implante capaz de receber carga funcional, sem interposição de tecido fibroso” (p. 27). Branemark (1987) realizou seus estudos com substratos de titânio, obtendo bons resultados. Entretanto, atualmente, o termo osseointegrado refere-se à desejada adesão entre osso e implante, sendo que nesse contexto, os materiais bioativos ganham destaque em relação aos bioenertes, pois aceleram o processo de formação óssea (osteogênese).

I.1.1 Osseointegração

A adesão é a propriedade macroscópica que depende da ligação em torno da região interfacial dos materiais. A bioadesão é obtida com o uso de um material bioativo, o qual produz a união entre o implante e o osso. O implante precisa ter uma estrutura superficial micromorfológica rugosa ou porosa, não só para assegurar o travamento do osso na superfície do implante, como também, auxiliar a osseointegração (ALENCAR, 2002).

A desejada bioadesão é possível quando ocorre a osteogênese (formação óssea), união físico-química do material ao osso, como apresentado na Figura 1. Esse tipo de união também é denominado de união anquilótica, ou seja, o implante não pode ser separado por meios mecânicos do osso sem que haja fratura.

Figura 1. Possíveis reações histológicas na interface osso/implante para vários materiais

para implante (SCHROEDER, 1994)

O processo de osseointegração apresenta vários estágios que são mostrados na Figura 2 e pode ser descrito como (WORTHINGTON, 1994):

Estágio 1: O osso perfurado não é perfeitamente congruente com o implante. A rosca do implante (1) tem como objetivo a imobilização no osso imediatamente após a colocação e durante o período inicial de cicatrização. O hematoma (2) presente nas cavidades da rosca do parafuso e a camada de osso danificado (3) se originaram do trauma mecânico e térmico durante a operação

Estágio 2: Durante a cicatrização sem carga, o hematoma é gradualmente transformado em um novo osso, e a região do osso danificado também é cicatrizada por um processo de revascularização, desmineralização e remineralização (6).

Estágio 3 e 4: Quando a cicatrização foi completada, o novo osso estará praticamente em contato direto com o implante sem nenhuma camada intermediária de tecido fibroso. O osso em contato com o implante se regenera em resposta à carga mastigatória aplicada.

Figura 2- Representação do processo de osseointegração adaptado de Branemark, onde os

númerosrepresentam: (1) Implante de titânio; (2) Hematoma; (3) Osso danificado; (4) Osso saudável; (5) Hematoma transformado em um novo osso; (6) Osso danificado cicatrizado pela desmineralização e remineralização; (7) Novo osso saudável (BRANEMARK, 1987).

Em casos de insucesso, o tecido conjuntivo não mineralizado constitui um tipo de pseudoartrose (falsa articulação), que se estabelece na superfície do implante. O tecido conjuntivo pode se organizar até um certo grau, porém não é apropriado, pois possui propriedades mecânicas e biológicas inadequadas, criando regiões de menor resistência.

Já Branemark (1995) realizou vários estudos em cachorros, e observou, após a osseointegração, que os implantes de titânio não podiam ser removidos da mandíbula sem primeiro cortar o osso. Quaisquer tentativas de remoção do implante resultaram na fratura do osso na interface do implante.

I.1.2 Tecidos naturais: ossos e dentes

Estudos demonstraram bons resultados na interação entre o osso e o titânio (KLOKKEVOLD, 2001; HALLGREN, 2003; CHO, 2003). Entretanto, os melhores resultados obtidos se dão quando se interage um material bioativo com os tecidos ósseos

(GOTFREDSEN, 1995; TORENSMA, 2003; FAEDA, 2006). Dentre os materiais bioativos, pode-se destacar a hidroxiapatita (cerâmica de fosfato de cálcio), pois é a principal fase mineral dos ossos e dentes humanos, sendo essa responsável pela maior interação osso/implante.

Os ossos - que possuem estrutura cristalina, morfologia, tamanho e orientações específicas - e os dentes de todos os vertebrados são materiais compostos, ou seja, compósitos naturais. Um de seus componentes é a hidroxiapatita carbonatada, um sólido inorgânico que contribui com 65% da massa total do osso, sendo o restante matéria orgânica e água (VALLET-REGÍ & CALBET-GONZÁLEZ, 2004).

A parte orgânica é formada por fibras de colágeno do tipo I (95%) e por pequena quantidade de substância fundamental amorfa que contém agregados de proteoglicanas e glicoproteínas (osteocalcina, sialoproteína) (JUNQUEIRA & CARNEIRO, 1995). Entre as moléculas, de forma regular, localizam-se pequenos compartimentos ou espaços vazios onde são depositados os nanocris tais de apatita, em um processo de biomineralização controlado, em que participam diferentes proteínas ácidas. Essas proteínas atuam como inibidores, nucleadores ou como molde para o crescimento epitaxial dos nanocristais, ancorados ao colágeno. A cristalização das estruturas de apatita complexas e dificilmente solúveis evolui favoravelmente pela formação controlada cineticamente de produtos intermediários metaestáveis. Em condições in vitro, o fosfato de cálcio amorfo é transformado em fosfato de octacálcio (OCP), o qual evolui para hidroxiapatita carbonatada; em valores de pH menores, a fase de intermediário parece ser hidrogeno fosfato de cálcio dihidratado (DCPD) (VALLET-REGÍ & CALBET-GONZÁLEZ, 2004).

O processo de formação do osso - osteogênese – inicia-se pela ação dos osteoblastos, células especiais que sintetizam e segregam a matriz de colágeno em forma de uma substância gelatinosa. Os osteoblastos, quando aprisionados no interior da fase mineral, passam a ser chamados de osteócitos, que mantêm de forma constante a ação formadora do osso. Por outro lado, outras células, os osteoclastos, catabolizam o osso e o destrói (JUNQUEIRA & CARNEIRO, 1995; BRANEMARK, 1987). Esse processo dinâmico de formação e destruição do osso permite seu crescimento durante a época de desenvolvimento do organismo, mantendo sua forma e consistência e sua regeneração quando se produz uma fratura.

O osso apresenta propriedades físicas e mecânicas ímpares, sendo capaz de suportar seu próprio peso, resistindo a forças bastante intensas, podendo ser dobrado sem ser estilhaçado. Do ponto de vista do material, o osso é trifásico: as fibras orgânicas, colágeno,

podem ser comparadas aos cabos de aço do concreto armado; a fase cristalina inorgânica, hidroxiapatita carbonatada, assemelha-se a uma cerâmica recozida e a matriz óssea seria parecida a uma substância moída, que desempenha diversas funções celulares. Suas propriedades únicas, tanto físicas quanto mecânicas, são os resultados diretos das interações atômicas e moleculares intrínsecas a esse material composto. Além disso, sua composição microestrutural e de arquitetura macroestrutural leve, determinam suas propriedades mecânicas (VALLET-REGÍ & CALBET-GONZÁLEZ, 2004).

A rigidez, resistência e dureza do osso estão relacionados com seu conteúdo mineral. Mesmo que a resistência e a rigidez aumentem linearmente ao aumentar o conteúdo de mineral, a dureza não apresenta a mesma relação e terá uma composição mineral excelente, que conduzirá à máxima dureza do osso - Tabela 2. Claramente, esse tipo de comportamento é a razão pela qual o osso contém uma quantidade reduzida de mineral em relação à matriz orgânica.

Os ossos, como matrizes de suporte do corpo, podem apresentar diferentes tipos de integração entre material orgânico e inorgânico, o que produz variações consideráveis nas propriedades mecânicas. A proporção entre ambos componentes reflete o compromisso entre dureza (alto teor inorgânico) e elasticidade ou resistência à fratura (baixo teor inorgânico) -Tabela 2.

Além dessas funções, os ossos funcionam como depósito de cálcio, fosfato e outros íons, armazenando-os ou liberando-os de maneira controlada, para manter constante a concentração desses importantes íons nos líquidos corporais (líquido intersticial, sangue e etc.) (JUNQUEIRA & CARNEIRO, 1995).

Os dentes têm a mesma natureza que os ossos, exceto em sua camada superficial externa, o esmalte. É a estrutura mais rica em cálcio e de maior dureza do corpo humano, contendo 97% de sais de cálcio e apenas 3% de água e matéria orgânica (principalmente proteínas) e possuindo cristais prismáticos bem maiores e orientados (JUNQUEIRA & CARNEIRO, 1995). A cristalinidade entre osso e dentina é similar, ao passo que no esmalte é significativamente maior - Figura 3. Tudo isso justifica seu distinto comportamento mecânico (VALLET-REGÍ & CALBET-GONZÁLEZ, 2004).

Tabela 2. Propriedades mecânicas obtidas para vários tipos de osso (PARK, 1984). Direção do teste Módulo de elasticidade (GPa) Resistência à Tensão (MPa) Resistência à Compressão (MPa) Ossos da perna Fêmur Tíbia Fíbula Longitudinal 17,2 18,1 18,6 121 140 146 167 159 123

Ossos do braço

Os tecidos “duros” produzidos pelo organismo são materiais extremamente complexos. Tanto os componentes minerais como macromoleculares desempenham diversas funções na geração de um material com características físico-químicas específicas. É evidente que os materiais formados estão em equilíbrio dinâmico com seu meio e irão mudando com a idade.

z

Figura 3. Representação esquemática mostrando a anatomia do dente (JONES, 2001).

I.2 Cerâmicas a base de fosfato de cálcio - Biocerâmicas

As cerâmicas de fosfato de cálcio têm merecido lugar de destaque entre as denominadas biocerâmicas, por apresentarem ausência de toxicidade local ou sistêmica, ausência de respostas a corpos estranhos ou inflamações e habilidade em se ligar ao tecido hospedeiro (osseointegração). Tais características positivas podem ser explicadas pela natureza química desses materiais, pois são formados basicamente por íons de cálcio e de fósforo, que além de participarem ativamente do equilíbrio iônico entre o fluido biológico e a cerâmica, possuem componentes inorgânicos semelhantes aos dos ossos e dentes (KAWACHI, 2000).

A classificação dos vários fosfatos de cálcio é realizada, utilizando-se a razão molar Ca/P - Tabela 3. Vários fosfatos de cálcio, que possuem razão entre 0.5 a 2.0, podem ser sintetizados por precipitação a partir de soluções contendo íons cálcio e fosfato, sob condições alcalinas ou ácidas (AOKI, 1991).

De forma genérica, a velocidade de biodegradação das cerâmicas de fosfato de cálcio é dada pela seguinte ordem: CaHPO4.2H2O > CaHPO4 > Ca8H2(PO4)6.5H2O > Ca3(PO4)2> Ca10(PO4)6(OH)2. A reabsorção do material que representa essa biodegradação é causada pela dissolução, que depende do produto de solubilidade do material e do pH local no meio fisiológico, pela desintegração física em partículas menores e, ainda, por fatores biológicos,

que causam a redução do pH local (KAWACHI, 2000; LEGEROS, 2002). A velocidade de reabsorção pode aumentar com o aumento da área especifica (Apó > Asólido poroso > Asólido denso), com o decréscimo da cristalinidade e, no caso da hidroxiapatita, pela substituição de CO3 2-nos sítios de fosfato e por Mg2+, Sr2+ nos sítios de cálcio (KAWACHI, 2000; LEGEROS, 2002).

Entre os compostos de apatitas estudados, o que apresenta maior velocidade de reabsorção é o fosfato tricálcico - Ca3(PO4)2 - com razão Ca/P igual a 1.5. Esse material é bioreabsorvível e biocompatível, sendo parcialmente reabsorvido entre 6 e 15 semanas após a implantação, dependendo da porosidade (KAWACHI, 2000).

Tabela 3. Vários tipos de fosfatos de cálcio (AOKI, 1991).

Ca/P Fórmula Nome Abreviação

2,00 Ca4O(PO4)2 Fosfato tetracálcico TTCP

1,67 Ca10(PO4)6(OH)2 Hidroxiapatita HA

≅1,67 Ca10-xH2x(PO4)6(OH)2 Hidroxiapatita deficiente em cálcio ou fosfato de cálcio

amorfo

ACP

1,50 Ca3(PO4)2 Fosfato tricálcico (α,β,γ) TCP

1,33 Ca8H2(PO4)6.5H2O Fosfato octacálcico OCP

1,00 CaHPO4.2H2O Hidrogeno fosfato de cálcio dihidratado DCPD

1,00 CaHPO4 Hidrogeno fosfato de cálcio DCP

1,00 Ca2P2O7 Pirofosfato de cálcio (α,β,γ) CPP

1,00 Ca2P2O7.2H2O Pirofosfato de cálcio dihidratado CPPD

0,70 Ca7(P5O16)O2 Fosfato heptacálcico HCP

0,67 Ca4H2P6O20 Dihidrogeno fosfato tetracálcico TDHP

0,50 Ca(H2PO4)2.H2O Fosfato monocálcico monohidratado MCPM

I.2.1 Hidroxiapatita

A apatita é um nome geral para compostos com a estrutura basicamente hexagonal pertencente ao grupo espacial P63/m e representada geralmente pela fórmula M10(ZO4)6X2, (PARK, 1984; KANAZAWA, 1989; ELLIOT, 1994) onde:

M: Ca2+, Sr2+, Pb2+, Cd2+, Mg2+, Fe2+, Na+, K+ ZO: PO43-, AsO43-, VO42-, SiO4

4-X: F-, Cl-, OH-, Br-, O2

-Ela existe espalhada na natureza como constituinte principal de rochas ígneas e metamórficas, e em grandes depósitos em vários lugares do mundo, tendo como forma predominante a apatita de cálcio, Ca10(PO4)6X2 . Substituindo o ânion X por OH– tem-se a hidroxiapatita, de grande interesse biológico, por ser o principal constituinte inorgânico de ossos e dentes dos seres vertebrados. Por isso, é, sem dúvida, a mais estudada e a mais utilizada para as finalidades clínicas.

A hidroxiapatita apresenta boas propriedades como biomaterial, tais como biocompatibilidade, bioatividade, osteocondutividade e união direta ao osso (VALLET-REGÍ & CALBET-GONZÁLEZ, 2004).

A estrutura cristalina da hidroxiapatita é hexagonal pertencente ao grupo espacial P63/m, com parâmetros de rede: a = b = 9,423 Å e c = 6,875 Å (AOKI, 1991; ELLIOT, 1994; PARK, 1984; WEST, 1999). A Figura 4a apresenta o arranjo atômico da hidroxiapatita projetada ao longo do eixo-c, onde se observa dois átomos de cálcio cristalograficamente independentes (AOKI, 1991). Os íons OH– se posicionam sobre os vértices do plano basal projetado e ocorre a intervalos eqüidistantes (metade da célula 3,440 Å) ao longo da coluna perpendicular ao plano basal e paralelo ao eixo-c. Seis dos dez íons Ca na célula unitária estão associados aos íons OH- na coluna perpendicular, resultando numa forte interação entre eles (PARK, 1984). O átomo de Ca (II) em z = ¼, ¾ está circundado por 6 átomos de O pertencentes ao grupo PO4 e ao grupo OH, e o átomo de Ca (I) em z = 0, ½ está circundado octaedricamente por 6 átomos de O. Os átomos de Ca (II) formam um triângulo normal ao eixo-c, e os mesmos giram 60° mutuamente ao longo desse eixo, Figura 4b. O arranjo do grupo OH circundado por átomos de Ca, formando um triângulo ao longo do eixo c, é também característico da estrutura da HA (KANAZAWA, 1989; LEGEROS, 1993; ELLIOT, 1994; NICHOLSON, 2002). Os dois átomos de O do tetraedro PO4, localizado no plano

espelho em z = ¼, ¾, ocupam simetricamente os sítios acima e abaixo dos planos (KANAZAWA, 1989; LEGEROS, 1993; NICHOLSON, 2002).

A razão ideal Ca/P da hidroxiapatita estequiométrica é 10/6, ou seja 1,67, e a densidade calculada é 3,219 g/mL (PARK, 1984).

Figura 4. (a) Estrutura molecular da Hidroxiapatita, (b) posições dos átomos no eixo-c,

adaptado (LEGEROS, 1993).

I.2.2 Propriedades da hidroxiapatita

Existe uma ampla variação de propriedades mecânicas relatadas para HA, sendo encontrado para a HA sintetizada resistência média a compressão e a tração de 917 e 196 MPa, respectivamente, para amostras policristalinas densificadas totalmente (PARK, 1984). Em um outro estudo foi encontrado uma resistência à compressão de 294 MPa, resistência à flexão de 147 MPa e uma dureza Vickers de 3,43 GPa (PARK, 1984).

A resistência à fratura da HA é geralmente degradada pela existência de elementos microestruturais estranhos, tais como impurezas e segundas fases (TCP, OCP e outras) presentes (KANAZAWA, 1989). A Tabela 4 apresenta uma comparação das propriedades mecânicas da HA sintetizada (densa e porosa) com alguns tecidos calcificados de vertebrados. Embora as cerâmicas de HA densas apresentem maiores resistências, as cerâmicas porosas possuem a vantagem de poderem ser convertidas em osso.

Tabela 4. Comparação das propriedades mecânicas da HA sinterizada

com tecidos calcificados de vertebrados (KANAZAWA, 1989).

Propriedades Esmalte Osso HA sinterizada

(HA: 92-97%) (HA: 60-70%) Densa Porosa

Densidade (g/cm3) 2,9-3,0 1,5-2,2 3,156

-Densidade Relativa (%) - - 95-99,8 50-70

Resistência a Compressão (MPa) 250-400 140-300 270-900 30-100

Resistência a Flexão (MPa) - 100-200 80-250

-Resistência a Tração (MPa) - 20-114 90-120 40

Resistência Diametral (MPa) - - 35-95

-Módulo de Young (GPa) 40-84 10-22 35-120

-Tenacidade a Fratura (MPa/m1/2) - 2,2-4,6 0,7-1,2

-Dureza Vickers (GPa) 3,4-3,7 0,4-0,7 3,0-7,0

-Coeficiente de expansão (10-6) - - 11-14

-A quantidade e a média de tamanho de poros, além de afetar as propriedades mecânicas da HA, também são fatores críticos que afetam a difusão de nutrientes, aderência celular, migração e crescimento interno dos tecidos, os quais são necessários para formação, reparação e regeneração óssea. O tamanho do poro em osso cortical varia de 1 a 100 μm, enquanto em osso trabecular essa variação é de 200 a 400 μm (KANAZAWA, 1989).

As biocerâmicas, em especial a fase hidroxiapatita, demonstraram excelente biocompatibilidade com ossos e dentes, entretanto, suas propriedades mecânicas limitam sua utilização em implantes que são submetidos a altas cargas. Sendo assim, materiais metálicos estão sendo usados como implantes sujeito à carga, e polímeros, cerâmicas ou compósitos são usados tipicamente como implantes não sujeito à carga.(CHENG, 2005).

Dentre os materiais metálicos, o titânio e suas ligas tornaram-se preferidos na confecção de implantes nas áreas de prótese dentária e ortopédica, devido à sua excelente biocompatibilidade e à resistência mecânica e de corrosão (WILLIANS, 1991).

I.3 Titânio comercialmente puro – Ti c.p.

A importância em se estudar o sistema titânio é evidenciada pelo seu amplo uso. Nos dias atuais, mais de 90% desse mineral está relacionado com a utilização de pigmentos na indústria de tintas, do papel ou de cerâmica. Apenas cerca de 10% do titânio encontra aplicação na indústria metalúrgica, na forma de ferrotitanato para as adições a aços, ou para a elaboração de titânio metálico e suas ligas, que vai desde aplicações em implantes dentários e ortopédicos até na indústria aeroespacial (LEE, 1996).

Na natureza, o titânio encontra-se combinado quimicamente na forma da ilmenita (FeTiO3) e rutilo (TiO2). Com seu último nível eletrônico incompleto (1s2 2s2 2p6 3s2 3p6 4s2 3d2), o titânio torna-se elemento muito reativo, podendo adotar as valências +2, +3, +4, além de formar soluções sólidas intersticiais e substitucionais com muitos elementos (LONG, 1998).

O titânio é um elemento alotrópico, Figura 5. A temperatura ambiente, esse elemento possui uma estrutura hexagonal compacta (hcp), chamada fase alfa (α), a qual passa por uma transformação cristalina por volta de 882°C, tornando-se uma estrutura cúbica de corpo centrado (ccc). Essa é chamada fase Beta (β), a qual é estável até o ponto de fusão do metal em torno de 1678°C (BREME, 1998, LONG, 1998).

Transformação de fase Transformação de fase

(882

(882

_C)

_C)

(

(α

α)

)

(

(β

β)

)

Figura 5. Modelo de estruturas cristalinas do Ti; pos ições dos átomos indicados

I.3.1 Propriedades mecânicas

As resistências de tração e de elasticidade do Ti e suas ligas estão apresentadas na Tabela 5. O módulo de elasticidade destes materiais é de aproximadamente 110 GPa, o qual é a metade do valor de outros metais como aço inoxidável para uso cirúrgico ou as ligas cromo-cobalto (BOYER, 1994; PARK, 1984; KHAN, 1999; NICHOLSON, 2002). Esse fato representa uma característica importante, pois, comparativamente a um módulo de elasticidade próximo ou compatível com o do osso, diminui os fenômenos de tensões nos tecidos ósseos vizinhos (PARK, 1984; WANG, 1996; BREME, 1995), Tabela 5. Conseqüentemente, a remodelação óssea poderá ser favorecida.

Tabela 5. Propriedades mecânicas do Ti c.p e suas ligas (NICHOLSON, 2002; NIINOMI, 1998) Ligas Resistência à tração (MPa) Módulo de elasticidade (GPa)

Ti c.p. 240- 550 105

Ti-6Al-4V 860-930 110

Ti-6Al-7Nb 900-1050 105

A resistência à fadiga é um fator crítico na vida útil do implante, devendo suportar cargas cíclicas de flexão-torsão, que conduzem à ruptura e à degradação mecânica associadas (NICHOLSON, 2002; AKAHORI, 1998; NIINOMI, 1998). Isso justifica o Ti c.p. não ser utilizado em situações que excedam a tensão de 200 MPa e as suas ligas, principalmente Ti-6Al-4V e Ti-6Al-7Nb à tensão de 700 MPa, pois sofreriam deformação permanente (WANG, 1996; AKAHORI, 1998).

Desde as primeiras aplicações clínicas realizadas em 1951 (LAMPMAN, 1992), o emprego do titânio e suas ligas no campo dos bio materiais tem aumentado de forma progressiva. Esse fato é conseqüência da melhor resistência à corrosão do titânio nos fluidos do corpo humano, em comparação aos dos aços inoxidáveis e outros metais. A figura 6 apresenta um implante dentário de Ti, o qual recebe forte corrosão pelo meio bucal.

Figura 6. Implante dentário osseointegrado de titânio (SARDAS, 2002).

Essa melhor resistência à corrosão é devido à camada de óxido presente na superfície do titânio. Esse é um metal reativo, sendo facilmente oxidável por diferentes meios. A cinética de oxidação é extremamente rápida, de maneira que os primeiros eventos associados à oxidação se produzem em uma escala de tempo de poucos nanosegundos. Devido à alta reatividade e à alta velocidade dos processos associados à oxidação, o Ti está sempre recoberto por uma camada de óxido com espessura entre 3 a 5 nm à temperatura ambiente. Essa camada protege o metal contra o aumento incontrolado de sua oxidação, reações químicas e biológicas indesejáveis e a corrosão. Como conseqüência, os agentes químicos e biológicos não interagem diretamente com o metal, somente com essa camada estável de óxido (BRANEMARK, 1987). Uma série de diferentes estequiometrias de óxidos de titânio sobre a superfície do Ti podem ser identificadas (Ti3O, Ti2O, Ti3O2, TiO, Ti2O3, Ti3O5 e TiO2), das quais o TiO2 é o mais estável com o titânio em seu estado de oxidação +4 ( LEE, 1996; SORENSEN, 1981).

Nos implantes cirúrgicos, a corrosão pode ser um fenômeno crítico, que afeta tanto a biocompatibilidade do implante quanto a integridade estrutural da prótese. A corrosão e a dissolução das camadas superficiais do material são provenientes dos mecanismos de liberação dos íons metálicos para o corpo humano, originando efeitos adversos por reação biológica dos mesmos (KHAN, 1999).

O titânio e suas ligas apresentam uma excelente biocompatibilidade, devido a uma boa resistência à corrosão em fluidos fisiológicos e uma aceitável tolerância aos tecidos. Porém, em alguns casos, o titânio puro é substituído por suas ligas, sendo a liga Ti-6Al-4V o principal material empregado. No entanto, devido a efeitos prejudiciais relacionados à toxicidade dos elementos alumínio e vanádio, nos últimos anos ligas alternativas têm sido desenvolvidas, por exemplo, as ligas Ti-6Al-7Nb ou Ti-13Nb-13Zr (KHAN, 1999; THAIR, 2002; MORANT, 2003).

I.4 Modificações de superfície

Apesar das atrativas propriedades que apresentam o titânio e suas ligas, a aplicação no campo dos biomateriais pode se apresentar inconveniente devido a sua baixa resistência ao desgaste (DESTEFANI, 1992; LONG, 1998), o qual está associado com sua estrutura cristalina hexagonal compacta, com uma relação entre parâmetros de rede pequena (BLOYCE, 1997). Os sistemas de deslizamento produzem forças de cisalhamento relativamente pequenas e um elevado coeficiente de fricção. Pequenas tensões de tração permitirão a transferência de material para as superfícies vizinhas mediante um mecanismo de desgaste adesivo. Por outro lado, valores baixos de dureza sugerem uma deterioração superficial como conseqüência de um mecanismo de desgaste abrasivo (BLOYCE, 1997).

A problemática não se reduz ao fato de se ter um desgaste não desejado do material, mas por produzir um efeito abrasivo devido às partículas produzidas na zona de fricção, ocasionando um efeito acelerador no processo de liberação de íons, o qual pode ter conseqüências não desejadas nos tecidos que circundam o implante (ROGERS, 1996; HODGSON, 2002).

Para melhorar a resistência ao desgaste do material e obter uma interface implante/tecido satisfatória, tem-se estudado diferentes processos de modificação da superfície do titânio e de suas ligas. Dentre eles, destacam-se a implantação iônica, o íon sputtering, o plasma spray, a deposição em fase de vapor, os recobrimentos (eletrolíticos, biomimético e sol- gel), os tratamentos por feixe Laser ou por difusão, entre outros (CASSALETO, 2001; STORZ, 2001; LEE, 2003). Até o momento, muitas pesquisas estão sendo feitas com o objetivo de melhorar cada técnica individualmente para obtenção de um tratamento superficial mais adequado (RIGO, 1999).

Um outro fator que faz com que estudos relacionados à ciência de superfície sejam relevantes, é que as técnicas para modificá- la podem influenciar as etapas do processo de desenvolvimento e estabelecimento da osseointegração. Isso pode ocorrer tanto no que se refere à diferenciação das células presentes na interface metal-osso, imediatamente após a inserção cirúrgica do implante, quanto no tipo de ossificação (intramembranoso ou endocondral) e também na quantidade de matriz óssea calcificada, depositada na superfície do implante (SCHWARTZ, 1997; DAVIES, 1998; MASUDA, 1998).

I.4.1 Texturização de superfícies

O termo texturização de superfície adotado neste tópico, refere-se a qualquer tratamento realizado no intuito de modificar a estrutura superficial de um implante, sendo esse provindo da usinagem de um bloco metálico.

Os implantes que recebem somente a usinagem ou o corte da peça metálica durante o processo de fabricação são chamados de implantes de superfície lisa. Visando uma descrição didática, seu aspecto macroscópico é semelhante ao de uma peça polida. Entretanto, alguns estudos (WENNEBERG, 1993; NENTWIG, 1994) demonstraram microrranhuras resultantes do processo de corte ou usinagem. Mesmo após a verificação por microscopia eletrônica de varredura, o termo “superfície lisa” continua internacionalmente consagrado na literatura como o mais usual para descrever tais superfícies (DINATO, 2001).

Os processos de texturização de superfícies de implantes podem ser classificados em dois grandes grupos: processo de adição e de subtração superficial.

I.4.2 Texturização de superfícies – Processo de subtração

Na texturização superficial por subtração, é possível conseguir somente um tipo de superfície: a rugosa. Dentre as técnicas de texturização por subtração, as mais utilizadas são o jateamento por partículas, o ataque ácido e, mais recentemente, a técnica por feixe de Laser (DINATO, 2001).

(a) Tratamento mecânico por jateamento: os implantes são submetidos a tratamentos mecânicos que visam à aposição mecânica do tecido ósseo ao implante. Geralmente, essa finalidade é alcançada por meio do aumento da rugosidade superficial. O

aumento da rugosidade das superfícies é feito geralmente com o jateamento com partículas duras de óxido. Os óxidos mais usados são os de Ti, Al ou Si.

Estudos atestam a biocompatibilidade e as características da osseointegração obtidas na aplicação dessa técnica (COOPER, 1999). Wennerberg, et al. (1995) avaliaram a resposta óssea a três diferentes superfícies: lisa, jateada por TiO2 e jateada por Al2O3. Após 12 semanas, realizou-se o teste de torque reverso1 e foi observado que Al2O3 teve média de 32,7 Ncm e TiO2 teve média de 35,4 Ncm, ambos superiores aos de implantes de superfície lisa, 28,6 Ncm.

(b) Ataque ácido: os implantes usinados são imersos em ácidos concentrados (ácidos fluorídrico, sulfúrico ou clorídrico) por um intervalo de tempo determinado, criando rugosidades ou retenções na superfície do implante.

Klokkevold e colaboradores (1997) compararam a resistência ao torque de remoção de implantes de titânio com superfície condicionada por ácido (Osseotite®) e implantes de superfície lisa. Após 2 meses, os implantes foram removidos por torquímetro digital, sendo que os condicionados por ácido tiveram média de 20,5 Ncm e os lisos tiveram média de 4,95 Ncm.

Após o ataque ácido, é feita imersão em solução de H2O2. O papel da H2O2 é a formação de uma camada estável de óxido, após a exposição do metal ao ácido, além da neutralização do processo. Também é aplicado na limpeza após os tratamentos de jateamento para retirar partículas inclusas.

Nesse aspecto, o processo de usinagem (implantes lisos) é considerado o de melhor resultado no tocante à contaminação de superfície. Processos de texturização de superfícies podem causar contaminação do implante, caso a neutralização dos agentes ácidos utilizados no processo seja insuficiente, ou a eliminação de elementos abrasivos aplicados nas técnicas de abrasão mecânica não seja realizada de maneira eficiente (DINATO, 2001).

Recentemente, estudos foram dirigidos para o aperfeiçoamento de outra técnica de texturização superficial por subtração, envolvendo o uso de Laser (GAGGL, 2000). A contaminação de superfícies de titânio que receberam técnicas tradicionais de texturização influenciou pesquisadores a desenvolver técnicas cuja realização não exigisse diferentes elementos químicos. O Laser, por ser um feixe de luz concentrado, que necessita somente de

1Torque reverso é _a medida_{na qual os implantes são removidos num sentido anti-horário, até que} a força necess_{ária para o} rompimento da interface osso/implante é obtido (FAEDA, 2006).

um meio físico para propagar-se, foi utilizado para esse fim. Estudos preliminares indicaram resultados similares aos de técnicas de texturização mais aplicadas, entretanto com grau de contaminação superficial significativamente menor (DINATO, 2001).

(c) Laser Nd-YAG: o feixe de Laser, daqui a diante denominado preferencialmente como Laser, acontece numa intrincada cadeia de eventos, alguns dos quais são intrínsecos ao processo de geração e amplificação do ressonador, enquanto que outros são extrínsecos, decorrentes das configurações, ajustes. Fazemos uma descrição sucinta sobre o Laser, contudo, sem entrar no equacionamento matemático, pois o enfoque deste trabalho é a avaliação dos resultados provenientes da interação Laser/titânio.

A palavra LASER, do inglês “Light Amplification by Stimulated Emission of

Radiation”, significa: “Amplificação da Luz por Emissão Estimulada de Radiação”. Seu

princípio de funcionamento está na criação de uma população de elétrons estimulados a saírem do seu estado natural para um estado de maior energia, que ao retornarem ao seu estado original, emitem fótons com uma energia correspondente à energia de transição do átomo. Esse processo em cadeia gera uma avalanche de emissões estimuladas de fótons, formando o feixe de fótons, o qual pode ser transportado através de um espelho semi-transparente como uma luz altamente monocromática e direcional, permitindo, assim, obter-se um foco extremamente preciso. A Figura 7 apresenta o modelo da emissão estimulada, contrastando com a emissão espontânea, sendo que na primeira, os fótons emitidos têm as mesmas propriedades como energia e direção de propagação do fóton absorvido, enquanto nessa última, isto não ocorre (ATKINS, 1999).

As interações de fótons com átomos em várias órbitas procedem-se principalmente por três processos: absorção, emissão espontânea e emissão estimulada. Um fóton pode ser absorvido por um átomo e, em conseqüência, um elétron passa de uma órbita para outra, de energia maior, Figura 7(a). O fóton só pode ser absorvido se a sua energia é igual à energia do estado final menos a energia do estado inicial. Esse processo é chamado de absorção e se diz que o átomo correspondente fica num estado excitado.

Figura 7.Transições Radiativas entre Níveis de Energia .

Um elétron pode passar espontaneamente de uma órbita para outra, de energia menor e, com isso, o átomo correspondente emite um fóton numa direção qualquer, Figura 7(b). O fóton emitido tem energia igual à energia do estado inicial menos a energia do estado final. Esse processo é chamado de emissão espontânea ou decaimento espontâneo e é o processo pelo qual a maioria dos átomos com excesso de energia passam a estados de menor energia. Diferentes materiais têm diferentes estruturas de órbitas e, portanto, irradiam fótons de diferentes comprimentos de onda.

Um elétron pode ser estimulado a passar de uma órbita para outra, de energia menor, por um fóton de energia igual à energia do estado inicial menos a energia do estado final, Figura 7(c). Esse processo é chamado de emissão estimulada. O fóton que estimulou a transição e o fóton emitido pelo átomo é coerente, isto é, têm energias, freqüências, comprimentos de onda e fases iguais e, ainda, a mesma direção de propagação. Esse é o processo básico de amplificação da radiação que origina o raio laser (ATKINS, 1999).

Os tipos de Lasers mais empregados nos trabalhos de materiais são os gerados por uma mistura gasosa, contendo gás carbônico e os geradores por Nd-YAG (Neoymium –

Yttrium Aluminum Garnet) no estado sólido. Ambos os lasers, CO2 e Nd-YAG, podem ser usados em aplicações de corte, solda e modificações de superfície. Até recentemente, somente laser de CO2 era usado para modificar superfícies. Pelo advento do laser de alta potência de Nd-YAG no mercado, essa limitação foi eliminada e existe uma tendência atual nas indústrias da troca do laser de CO2 pelo de Nd-YAG. Isso se deve pela vantagem de transporte do feixe por fibras óticas flexíveis e maior absorção do laser pelo metal para este último tipo, o que compensa a sua menor eficiência com relação ao laser de CO2(WETTER, 2000). A eficiência típica de uma Laser de estado sólido, caso do Nd-YAG, é a relação entre a energia armazenada nos capacitores da fonte de alimentação e a energia do pulso do Laser, sendo essa relação de apenas 1 a 3%. Assim, um eficiente sistema de refrigeração deve ser utilizado para arrefecer o excesso de energia, que é transformada em calor (SANTOS, 2001).