GISELE MARIA LEITE DALMÔNICO

UNIVERSIDADE DO ESTADO DE SANTA CATARINA – UDESC

CENTRO DE CIÊNCIAS TECNOLÓGICAS – CCT

DEPARTAMENTO DE ENGENHARIA MECÂNICA –DEM

PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM CIÊNCIA E

ENGENHARIA DE MATERIAIS - PGCEM

GISELE MARIA LEITE DALMÔNICO

SÍNTESE E CARACTERIZAÇÃO DE FOSFATO DE CÁLCIO E

HIDROXIAPATITA: ELABORAÇÃO DE COMPOSIÇÕES BIFÁSICAS

HA/TCP-

ββββ

PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS

JOINVILLE - SC

2011

GISELE MARIA LEITE DALMÔNICO

SÍNTESE E CARACTERIZAÇÃO DE FOSFATO DE CÁLCIO E

HIDROXIAPATITA: ELABORAÇÃO DE COMPOSIÇÕES BIFÁSICAS HA/TCP-ββββ PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS

Dissertação Apresentada para Obtenção do título de mestre em Ciência e Engenharia de Materiais da Universidade do Estado

de Santa Catarina, Centro de Ciências Tecnológicas – CCT.

Orientador: Nelson Heriberto Almeida Camargo, Doutor.

JOINVILLE -SC 2011

" Síntese e Caracterização de Fosfato de Cálcio e Hidroxiapatita: Elaboração de Composições Bifásicas HA/TCP-ββββ para Aplicações Biomédicas"

por

GISELE MARIA LEITE DALMÔNICO

Essa dissertação foi julgada adequada para a obtenção do título de

MESTRE EM CIÊNCIA E ENGENHARIA DE MATERIAIS

Na área de concentração "Cerâmica", e aprovada em sua forma final pelo

CURSO DE MESTRADO EM CIÊNCIA E ENGENHARIA DE MATERIAIS DO CENTRO DE CIÊNCIAS TECNOLÓGICAS DA

UNIVERSIDADE DO ESTADO DE SANTA CATARINA

Dr. Nelson Heriberto Almeida Camargo CCT/UDESC (presidente) Banca Examinadora:

Dr. Karoline Bastos Mundstock UDESC Joinville, 8 de julho de 2011. Dr. Elidio Angioletto UNESC Dr. Enori Gemelli CCT/UDESC Dr. Fernando Lafratta CCT/UDESC

FICHA CATALOGRÁFICA

D148s

Dalmônico, Gisele Maria Leite.

Síntese e Caracterização de Fosfato de Cálcio e Hidroxiapatita: Elaboração de Composições Bifásicas HA/TCP-β para Aplicações Biomédicas/ Gisele Maria Leite Dalmônico; Orientador: Nelson Heriberto Almeida Camargo 103 f.: il ; 30cm

Incluem referências.

Dissertação (mestrado) – Universidade do Estado de Santa Catarina, Centro de Ciências Tecnológicas, Mestrado em Ciências e

Engenharia de Materiais, Joinville, 2011.

1. Cerâmica 2. Biomateriais. Camargo, Nelson Heriberto Almeida.

Ao meu filho Bruno pela compreensão, companheirismo e confiança. Aos meus pais que sempre acreditaram em mim e me apoiaram.

AGRADECIMENTOS

À Universidade do Estado de Santa Catarina – UDESC e ao Programa de Pós-graduação em Ciência e Engenharia de Materiais - PGCEM pela infraestrutura oferecida

A CAPES pela bolsa de mestrado

Ao Prof. Dr. Nelson Heriberto Almeida Camargo, que como professor, orientador e amigo que me auxiliou e soube cobrar de maneira que promovesse meu crescimento, que jamais mediu esforços em oferecer todo seu conhecimento, dando condições necessárias para a realização deste trabalho.

A Profª. Marilena Valadares Folgueras, por ter me ajudado em um momento em que precisei de auxílio.

A todos os professores do Curso de Mestrado em Ciência e Engenharia de Materiais, que de uma forma direta ou indireta contribuíram para a realização desse trabalho.

Aos professores presentes na banca pela atenção e colaboração dada ao trabalho
A Tania Regina e a Maria Eugênia apoio

Ao Milton Domingos Michel apoio técnico

À empresa FGM Produtos Odontológicos pela disponibilização das instalações, materiais e equipamentos utilizados nesse trabalho.

Ao grupo de biomateriais e aos amigos Kelen, Amanda, Delne, Sara, Elvis, Fernando e Jonas Machado, pelo apoio técnico e moral recebido durante o desenvolvimento desse trabalho.

Aos meus pais José e Helenice que sempre estiveram ao meu lado me apoiando e vibrando com cada etapa vencida em minha vida

“Só existem dois dias no ano que nada pode ser feito. Um se chama ontem e o outro se chama amanhã, portanto, hoje é o dia certo para amar, acreditar,

8

RESUMO

DALMONICO, Gisele Maria Leite. Síntese e Caracterização de Fosfato de Cálcio e

Hidroxiapatita: Elaboração de Composições Bifásicas HA/TCP-ββββ para Aplicações Biomédicas, 2011. 101 f. Dissertação (Mestrado em Ciência e Engenharia de Materiais –

Área: Cerâmica) – Universidade do Estado de Santa Catarina. Programa de Pós Graduação em Ciência e Engenharia de Materiais, 2011.

Os Fosfatos de Cálcio (Ca/P) são a família de biocerâmicas mais conhecidas pelas suas aplicações biológicas. Existem vários polítipos de estruturas na razão Ca/P que tipicamente formam o grupo de compostos chamados de apatita. Na atualidade existem muitos estudos direcionando a utilização de pós nanoestruturados de fosfatos de cálcio para a reconstrução de tecido ósseo, fixação de implantes, também como material de revestimento de substratos metálicos e como elemento matricial na liberação de medicamentos. Este trabalho aborda o processo de síntese e caracterização de pós nanoestruturados de hidroxiapatita, de fosfato de cálcio-β, e elaboração de composições bifásicas HA/TCP-β. Foi utilizado o método via úmida para obtenção das composições de hidroxiapatita e de fosfato de cálcio-β. Posteriormente foram elaboradas as composições bifásicas através do processo de fragmentação mecânica em moinho atritor. Os estudos de caracterização foram realizados sobre as composições obtidas do evaporador rotativo, nos corpos de prova calcinados, nas composições bifásicas e nas composições sinterizadas. Foram realizados os ensaios de caracterização morfológica, microestrutural, nanoestrutural, mineralógica e do comportamento térmico, para as diferentes composições de pós nanoestruturados. As propriedades mecânicas e físicas foram determinadas para as diferentes composições de biomateriais obtidos da sinterização.

ABSTRACT

DALMÔNICO, Gisele Maria Leite. Synthesis and Characterization of Calcium

Phosphate and Hydroxyapatite: Preparation of Compositions biphasic HA/TCP- ββββ for Biomedical Applications "2011. 101 p. Dissertation (Master Course in Science and

Materials Engineering – Area: Ceramic) – Santa Catarina State University, Post Graduation Program in Science and Materials Engineering, Joinville, 2011.

The calcium phosphate (Ca / P) are the family of bioceramics best known for biological applications. There are several polytypes of structures in the ratio Ca / P, which typically form the group of compounds called apatite. Currently there are many studies targeting the use of nanostructured powders of calcium phosphate for the reconstruction of bone tissue, implant fixation, well as coating for metal substrates and as an element in the drug delivery matrix. This paper discusses the process of synthesis and characterization of nanostructured powders of hydroxyapatite, calcium β-phosphate compositions and preparation of biphasic HA/β-TCP. Method was used to obtain the wet compositions of hydroxyapatite and calcium

β-phosphate. Later biphasic compositions were prepared by mechanical fragmentation process atritor mill. The characterization studies were performed on the compositions obtained from the rotary evaporator, the specimens calcined in two-phase compositions and the compositions sintered. Tests were performed to characterize morphological, microstructural, nanostructural, mineralogical and thermal behavior for the different compositions of nanostructured powders. The mechanical and physical properties were determined for the different compositions of biomaterials obtained from sintering.

SUMÁRIO

RESUMO ---8

PARTE I. REVISÃO DA LITERATURA--- 14

1. BIOMATERIAIS --- 14

1.1 HISTÓRICO E EVOLUÇÃO DOS BIOMATERIAIS--- 14

1.2 CLASSE DOS BIOMATERIAIS--- 16

2. CLASSIFICAÇÃO DAS BIOCERÂMICAS --- 19

3. BIOCERÂMICAS DE FOSFATO DE CÁLCIO --- 20

3.1.1. Fosfato Tricálcico – TCP ---22

3.1.2. Hidroxiapatita ---24

4. MÉTODOS DE OBTENÇÃO DE COMPOSIÇÕES DE FOSFATOS DE CÁLCIO E BIFÁSICOS --- 29

4.1 FOSFATOS DE CÁLCIO --- 29

4.2.COMPOSIÇÕES BIFÁSICAS HA/TCP−β--- 32

1.3. SOLUBILIDADE E DECOMPOSIÇÃO DOS FOSFATOS DE CÁLCIO --- 34

5. COMPACTAÇÃO--- 36

6. SINTERABILIDADE DE BIOMATERIAIS --- 37

7. ENSAIO DE COMPRESSÃO --- 38

8. PROPRIEDADES DAS BIOCERÂMICAS --- 39

9. TECIDO ÓSSEO --- 42

10. CONCLUSÃO --- 44

PARTE II. ESTUDO EXPERIMENTAL --- 45

1. METODOLOGIA EXPERIMENTAL --- 45

2. MATÉRIA PRIMA UTILIZADA--- 46

2.1.CARBONATO DE CÁLCIO--- 46

2.2.ÓXIDO DE CÁLCIO--- 46

2.3.ÁGUA DESTILADA--- 47

2.4.ÁCIDO FOSFÓRICO (H3PO4) --- 47

3. PROCESSO DE SÍNTESE DO PÓ NANOESTRUTURADO --- 48

4. ELABORAÇÃO DAS COMPOSIÇÕES BIFÁSICAS --- 49

5. CARACTERIZAÇÃO --- 50

5.1.CARACTERIZAÇÃO MORFOLÓGICA E MICROESTRUTRAL--- 50

5.2CARACTERIZAÇÃO FÍSICA--- 51

5.2.1. Difração de raios X (DRX) ---51 5.2.2. Método Teórico de Análise quantitativa de composições Bifásicas por difratometria de raios X -52

5.2.3. Análise no Infravermelho por Transformada de Fourier ---52

6. MEDIDA DA DENSIDADE HIDROSTÁTICA E POROSIDADE ABERTA --- 53

7. CARACTERIZAÇÃO DO COMPORTAMENTO TÉRMICO --- 54

7.1CALORIMETRIA EXPLORATÓRIA DIFERENCIAL (DSC) --- 54

7.2.DILATOMETRIA--- 54

8. CARACTERIZAÇÃO MECÂNICA --- 55

8.1.ENSAIO À COMPRESSÃO--- 55

8.2.MEDIDA DA DUREZA--- 55

PARTE III. RESULTADOS E DISCUSSÕES --- 57

1. MEDIDAS DO VALOR DO PH DA SUSPENSÃO COLOIDAL--- 57

2. CARACTERIZAÇÃO MORFOLÓGICA E MICROESTRUTURAL DO TCP, HA E BIFÁSICOS --- 58

2.1.SUPERFÍCIE DE FRATURA DO FOSFATO DE CÁLCIO-β, DAHIDROXIAPATITA E DOS BIFÁSICOS--- 60

3. DIFRATOMETRIA DE RAIOS X--- 62

3.1.PÓ OBTIDO DA SECAGEM EM EVAPORADOR ROTATIVO E DA CALCINAÇÃO A 900ºC/2H--- 62

3.2.PÓ BIFÁSICOS OBTIDOS DO MOINHO ATRITOR--- 65

3.3.BIOMATERIAIS DE FOSFATO DE CÁLCIO-β E HIDROXIAPATITA OBTIDOS APÓS A SINTERIZAÇÃO À 1100ºC/3H--- 68

3.4.BIOMATERIAIS BIFÁSICOS OBTIDOS DA SINTERIZAÇÃO 1100ºC/3H--- 71

3.5.DETERMINAÇÃO TEÓRICA QUANTITATIVA DAS COMPOSIÇÕES HA/TCP-β A PARTIR DA ANÁLISE DE DRX --- 75

4. ANÁLISE CALORIMÉTRICA EXPLORATÓRIA DIFERENCIAL--- 76

5. DILATOMETRIA--- 79

6. ESPECTROFOTOMETRIA DE INFRAVERMELHO COM TRANSFORMADA DE FOURIER (FTIR) --- 81

7. DENSIDADE HIDROSTÁTICA E POROSIDADE ABERTA--- 84

8. TENSÃO DE RUPTURA À COMPRESSÃO E MICRODUREZA VICKERS --- 86

9. CONCLUSÃO --- 87

12

INTRODUÇÃO

Observa-se na literatura, um grande número de pesquisas voltadas para o desenvolvimento de novos tipos de biomateriais. Este desenvolvimento tem por interesse melhorar a qualidade de vida dos seres humanos.

A produção de pós nanoestruturados de hidroxiapatita, de fosfato tricálcio - β e α e de composições bifásicas de hidroxiapatita/fosfato tricálcio-β (Ca/P), são temas de pesquisa em destaque, em razão destas composições apresentarem boas características de bioatividade, semelhança mineralógica com a apatita óssea do esqueleto humano e elevada área superficial de grãos e microporos. Estas características contribuem com os processos de osseointegração, osseoindução e formação de um novo tecido ósseo precoce.

Estudos recentes na área de biomateriais, têm demonstrado que a formação de composições bifásicas de hidroxiapatita/fosfato tricálcio-β conduz a melhores resultados de neoformação óssea, se comparados com as composições convencionais. Os biomateriais bifásicos, dependendo do processamento, podem ser formados por microestruturas microporosas interconectados e com volume de microporos superiores aos biomateriais convencionais.

As composições bifásicas formadas por fosfatos de cálcio/hidroxiapatita (BCP), são biomateriais que tem se apresentado resultados promissores em aplicações biomédicas de reconstituição e formação de tecido ósseo. Isto ocorre devido a estes biomateriais fornecerem novas características superficiais de grãos e de microporos, o que pode conduzir a um melhor controle da dissolução e adsorção de íons cálcio e fósforo dentro dos processos de formação óssea.

O presente trabalho se desenvolveu sobre a síntese e caracterização de pós nanoestruturados de hidroxiapatita e fosfato tricálcio-β, para posterior elaboração de diferentes composições bifásicas de hidroxiapatita/fosfato tricálcio-β. Os resultados apresentados estão relacionados ao método de síntese a caracterização morfológica microestrutural e as propriedades mecânicas e físicas, para as diferentes composições de biomateriais. Os estudos foram realizados utilizando as técnicas de Microscopia Eletrônica de varredura, difratometria de raios X, calorimetria exploratória diferencial (DSC), dilatometria, espectrometria de infra-vermelho por transformada de Fourier (FTIR) e o método de Arthur.

Objetivos Gerais

Este trabalho tem como objetivo a síntese e caracterização de pós nanoestruturados de hidroxiapatita e fosfato de cálcio-β, elaboração de composições bifásicas hidroxiapatita/fosfato tricálcio-β para aplicações biomédicas na reconstituição de tecidos ósseos.

Objetivos Específicos

- Síntese de pós nanoestruturados e produção de composições bifásicas hidroxiapatita/fosfato tricálcio – β, 80/20%, 70/30%, 60/40%, 50/50%, 40/60%, 30/70% e 20/80%

- Sinterização das composições a temperatura de 1100ºC/3h.

- Caracterização microestrutural, nanoestrutural, mecânica e física de todas as composições.

PARTE I. REVISÃO DA LITERATURA

1. BIOMATERIAIS

Pode-se definir os biomateriais como sendo quaisquer materiais sintéticos ou naturais usados em contato com sistemas biológicos com o intuito de tratar, aumentar ou substituir tecidos, órgãos ou funções do corpo durante um longo período de tempo. [WILLIAMS 1992; WILLIAMS 1987].

Existem diversos tipos de biomateriais, metálicos, poliméricos e cerâmicos. Suas aplicações são divididas em três grupos: substituição de tecidos moles, substituição de tecidos duros e materiais para sistemas cardiovasculares. [KAWACHI, et.al, 2000].

Como estes materiais ficam em contato com fluidos corpóreos, eles devem ter como principal característica a biocompatíbilidade, ou seja, não devem provocar respostas biológicas adversas, como reações alérgicas e inflamatórias não toleráveis pelo organismo.

[AZEVEDO, 2002]

A evolução dos biomateriais em função do tempo pode ser classificada da seguinte forma [Modificado de NAVARRO, 2008]:

Primeira geração: implantes ósseos (primeira articulação artificial - cabeça de fêmur 1961); Segunda geração: dispositivos bioativos (teve inicio nos anos 70);

Terceira geração: Compósitos e nanocompositos (desde os anos 90) Quarta geração: engenharia de tecidos (atualidade).

1.1 Histórico e Evolução dos Biomateriais

A figura I1 apresenta o esquema representativo da evolução dos biomateriais em função do tempo [MURUGAN, 2004].

Metais e ligas de Aço e Titânio

1950 1970 1990 2010

Cerâmicas HA, biovidros, polímeros, PLGA Compósitos, nanocompostos, HA/colágeno 1ª Geração de Biomateriais 2ª Geração de Biomateriais 2020 3ª Geração de Biomateriais Engenharia de tecidos, interações biológicas celulares, formação óssea

4ª Geração de Biomateriais

No decorrer das últimas décadas observou-se na bibliografia, um desenvolvimento crescente de novos tipos de biomateriais, isto está relacionado à grande competitividade entre as corporações industriais e de segmentos de mercado, da inovação tecnológica, que tem permitido o desenvolvimento de novos métodos e técnicas de elaboração e caracterização de biomateriais e dispositivos para aplicações biomédicas [CAMARGO, 2010; OLIVEIRA, 2010; CAMARGO, 2009; SOARES, 2006]. Esta inovação, esta vinculada à ciência da

nanotecnologia, que veio revolucionar os métodos e técnicas de síntese e desenvolvimento

Figura I1. Fluxograma do esquema da evolução dos biomateriais em função do tempo. Modificado de [MURUGAN, 2004].

Biomateriais

Sintéticos Natural

Metais Animal

(Xenógenos) Cerâmicos Polímeros Compósitos

Aloplásticos

Humana (Autógenos e

Homógenos)

de biomateriais, conduzindo a novas superfícies, formação de grãos na escala nanométrica com elevada área superficial de grãos e microporos, condições favoráveis aos processos de osseointegração e da osseoindução e de formação de tecido ósseo. Esta inovação também tem contribuído com os processos cirúrgicos, na fixação de implantes, na liberação de medicamentos [CAMARGO, 2010,; SILVA, 2007]. Estes novos biomateriais podem ser classificados como sintéticos ou naturais. A figura I2 apresenta um esquema geral representativo destes biomateriais

Figura I2. Fluxograma do esquema representativo dos Biomateriais Sintéticos e Naturais.

1.2 Classe dos Biomateriais

Atualmente, cinco tipos de biomateriais são comumente utilizados em aplicações biomédicas: cerâmicas, metais, polímeros, compósitos e os materiais biológicos. Estes biomateriais podem ser classificados de acordo com suas características físico-químicas e mecânicas. A tabela I1 mostra os diferentes tipos de biomateriais com suas vantagens e desvantagens e locais de aplicações biomédicas [KAWACHI, 2000].

A Tabela I1. Diferentes tipos de biomateriais suas vantagens, desvantagens e locais de aplicação biomédicas [KAWACHI, 2000]

Biomaterial Vantagens Desvantagens Aplicações

Polímeros (teflon, nylon, polietileno, poliéster, PMMA, silicone, etc) Elasticidade, fácil fabricação, baixa densidade. Baixa resistência mecânica Suturas, artérias, veias, maxilofacial (nariz, orelha, maxilar, mandíbula), cimento, tendão artificial, oftalmologia. Metais e ligas (aço inoxidável, 316, 316L, ligas de titânio e cobalto-cromo) Alta resistência ao atrito, desgaste e impacto. Baixa resistência a corrosão, alta densidade, baixa biocompatibilidade, perda das propriedades. Fixação ortopédica (parafusos, pinos, placas, fios, etc) e implantes dentários Cerâmicas (óxidos de alumínio, zircônio, e titânio, porcelana, fosfatos de cálcio, carbono e vidros bioativos) Boa biocompatibilidade, resistência à corrosão, alta resistência a compressão Baixa resistência mecânica, fragilidade e alta densidade. Ossos, juntas, dentes, válvulas, tendões, prótese de bacia, traquéias artificiais, etc. Compósitos (cerâmica-metal, carbono-carbono, fosfato de cálcio-colágeno) Boa biocompatibilidade, boa resistência mecânica Falta de consistência na fabricação deste material Válvula cardíaca artificial, juntas de joelho, etc.

Com o desenvolvimento dos biomateriais ocorrido nas últimas décadas, constata-se claramente, a evolução cirúrgica, conforme ilustra a Figura I3 sobre o esqueleto humano e as posições mais usuais de aplicações de implantes com alguns biomateriais. Observa-se na Figura I3, principalmente as composições de biomateriais como a hidroxiapatita (HA), Fosfato Tricálcico (TCP), Vidros Bioativos (BV), Vitro Cerâmicas (A-W), Compósitos Bioativos (CB), Fosfatos de Cálcio (CaP), Polietileno (PE), Poliácido – Láctico (PLA).

Figura I3. Estrutura do esqueleto humano e aplicações dos biomateriais [HENCH, WILSON, 1993] Modificado.

2. Classificação das Biocerâmicas

As biocerâmicas podem ser classificadas de acordo com sua composição química, conforme segue:

• Monolítica: é uma biocerâmica constituída por uma única composição química;

• Compósitos: são biomateriais constituídos por dois ou mais constituintes químicos distintos dentro de uma matriz cerâmica.

As biocerâmicas podem ainda ser classificadas em:

• Biocerâmica de alta densidade: são biomateriais que apresentam após a sinterização uma densidade próxima da densidade teórica;

• Biocerâmicas de baixa densidade: são biomateriais que apresentam uma microporosidade elevada.

As biocerâmicas utilizadas na ortodontia e ortopedia podem ser divididas em três classes de acordo com seu comportamento fisiológico, conforme segue:

•••• Bioinertes: são toleradas pelo organismo. A probabilidade de formação da camada de tecido fibroso é praticamente inexistente. Possuem características como: durabilidade, estabilidade e nenhuma reatividade química ou biológica com os tecidos onde são implantados. Exemplos: alumina, zircônia estabilizada e algumas formas de carbono;

•••• Bioativas: materiais que promovem uma ligação forte e estável na interface tecido ósseo-implante. Estas biocerâmicas são aplicadas em locais onde há necessidade de estimular o crescimento do tecido ósseo. Na forma de pó, estas biocerâmicas podem servir para enchimento de cavidades. Exemplo: hidroxiapatita, biovidros e vitro-cerâmica contendo a fase apatita;

•••• Absorvíveis: são as biocerâmicas que após certo período de tempo em contato com os tecidos ósseos, acabam sendo degradadas ou fagocitadas pelo organismo e substituídos pelos tecidos adjacentes. Estes biomateriais são promissores em aplicações médico-odontológicas, pela performance que apresentam em curto espaço de tempo, na reconstituição dos tecidos ósseos. As biocerâmicas que mais se destacam são o fosfato tricálcico α e β, a hidroxiapatita deficiente de cálcio (Hap) e as composições bifásicas HA/TCP-β. Por outro lado estas biocerâmicas não suportam cargas mecânicas elevadas, o que inibe a utilização das mesmas em meios de solicitações mecânicas elevadas [CAMARGO, 2010; SHIRTLIFF e HENCH, 2003; KAWACHI, 2000].

3. Biocerâmicas de Fosfato de Cálcio

Existem diferentes polítipos de fosfatos de cálcio, estes podem ser obtidos, por diferentes métodos e técnicas de síntese. Os polítipos mais conhecidos e pesquisados atualmente são: o fosfato tricálcio (TCP), com fórmula química Ca3(PO4)2 e a hidroxiapatita (Ca10(PO4)6(OH)2), um composto inorgânico muito semelhante à estrutura da fase mineral do osso, dentina e esmalte dentário.

Na tabela I2 se apresenta alguns tipos de composições de fosfatos de cálcio, representados por suas respectivas razões Ca/P molares.

Tabela I2. Apresenta os principais polítipos de fosfatos de cálcio com suas composições na razão molar [APARECIDA, et al, 2007]

Fosfato de Cálcio Fórmula Química Ca/P

Fosfato Tetracálcico (TeCP) Ca4O(PO4)2 2,0

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

Fosfato de Cálcio Amorfo (ACP) Ca3(PO4)2. n H2O 1,5 Fosfato Tricálcico (α, α’, β, γ) TCP Ca3(PO4)2 1,5 Fosfato Octacálcico (OCP) Ca8H2(PO4)6 . 5H2O 1,33 Mono-hidrogênio Fosfato de Cálcio

diidratado (DCPD)

CaHPO4 . 2H2O 1,0

Mono-Hidrogênio Fosfato de Cálcio (DCP)

CaHPO4 1,0

Pirofosfato de Cálcio (CPP) Ca2P2O7 1,0

Pirofosfato de Cálcio diidratado (CPPD)

Ca2P2O7 . 2H2O 1,0

Fosfato Heptacálcico (HCP) Ca7 (P5O16)2 0,7 Di-Hidrogênio Fosfato Tetracálcico

(TDHP)

Ca4H2P6O20 0,67

Fosfato Monocálcico Mono-Hidratado (MCPM)

Ca(H2PO4)2 .H 20 0,5

Metafosfato de Cálcio (a, b, g) (CMP)

A tabela I3 apresenta os resultados dos estudos in vivo realizados por diferentes autores, que utilizaram metodologias cirúrgicas distintas e diferentes composições de biocerâmicas. Os autores procuram avaliar nestes estudos o comportamento de formação do tecido ósseo, da osseointegração em função do tempo de aplicação da biocerâmica in vivo. Os resultados apresentados na tabela I3, colocaram em evidência para as composições formadas por HA e TCP-β, estas composições mostram boas condições de formação do tecido ósseo em função do tempo de aplicação do biomaterial.

Tabela I3. Resultados comparativos de estudos in vivo realizados por diferentes autores em função do tempo de aplicação do biomaterial in vivo. [LEVANDOWSKI, 2009.

Modificado]

Material Autor Aplicação Tempo para

formação óssea Resultados HA/TCP-β (60/40) Henkel, 2006 Mandíbula de porcos

32 semanas Total ossificação com poucas particulas remanescentes. TCP-β pura sintetizada Henkel, 2006 Mandíbula de porcos

32 semanas Total ossificação com defeitos residuais e alguns

focos de inflamação HA sintetica Gosain,

2005

Mandibula de Ovelhas

48 semanas 23% de substituição óssea

HA/TCP−β (60/40) Gosain, 2005 Mandibula de Ovelhas 48 semanas 16,4% de substituição óssea Cimento HA Gosain, 2005 Mandibula de Ovelhas

48 semanas 4,2% de substituição óssea

HA sinterizada Fujita, 2003

Osso parietal de ratos

12 semanas Maior volume de osso novo. Estáveis em 3 meses TCP−β sinterizado Fujita, 2003 Osso parietal de ratos

12 semanas Menor volume de osso novo, absorção ou fratura

Material Autor Aplicação Tempo para formação óssea Resultados TCP-β Merten, 2001 Tíbia de porcos 20 semanas Osseoscondutora, 70% absorvido TCP-α Merten, 2001 Tíbia de porcos 20 semanas Osseocondutora, 40% absorvido TCP-β Yamada, 2007 Calvária de Coelhos

8 semanas Menor dissolução

TCP−α Yamada,

2007

Calvária de Coelhos

8 semanas Maior dissolução

HA/TCP-β (85/15) Farina, 2008 Mandíbula de cachorros 26 semanas 4,25% de degradação HA/TCP-β (15/85) Farina, 2008 Mandíbula de cachorros

26 semanas Formação óssea precoce em maior quantidade. 12,49% de degradação Grânulos de hidroxiapatita nano cristalina Canullo e Dellavia, 2009 Seio maxilar de 16 pacientes

24 semanas Regeneração óssea aproximadamente 48% do

volume enxertado

3.1.1. Fosfato Tricálcico – TCP

Dentre os diferentes fosfatos de cálcio, os mais pesquisados na atualidade são o fosfato tricálcio-β e α (TCP-β e α), com fórmula química Ca3(PO4)2, devido a sua composição ser muito semelhante à estrutura óssea humana. Os fosfatos tricálcio não são estáveis em solução aquosa ou em presença de umidade, o que leva na atualidade, um incremento das pesquisas sobre estes biomateriais, devido a facilidade de dissolução no meio biológico [RAMAY; ZHANG, 2004].

Sua capacidade de dissolução e de adsorção pelo meio biológico é de 3 a 12 vezes maior que a hidroxiapatita, o que faz deste biomaterial um candidato em potencial em

processos de formação óssea tanto em testes in vitro como in vivo. [SANTOS, et al 2008; BELLINI, 2007; SILVA, 2007; HENCH, 1998; HENCH, 1993].

Existem três formas polimórficas de fosfato tricálcio: a baixas temperaturas encontra-se na forma alotrópica estável TCP-β, a temperaturas acima de 1180oC até 1430°C na fase estável TCP-α e a temperaturas acima de 1430ºC a fase super TCP-α’. As estruturas cristalinas dessas fases são respectivamente a romboédrica para a fase TCP-β, que é estável até temperaturas próximas de 1180°C, monoclínica para as fases TCP-α e α', estáveis na faixa de temperaturas entre 1180° e 1430°C [BELLINI, 2007; ELLIOTT, 1994]. Na tabela 4 pode-se observar as principais características físicas e cristalográficas das fases alotrópicas do fosfato de cálcio-β e α. Dentre a classe dos fosfatos de cálcio, o que tem despertado maior interesse pelos centros de pesquisa é o fosfato tricálcico -β. Isto pode ser explicado pelas características de bioatividade e pela sua boa biocompatibilidade. Também se justifica pela capacidade de dissolução em meios biológicos ou simulados que esta biocerâmica apresenta. Outra característica que se destaca no fosfato de tricálcio, é a similaridade química e cristalográfica com a matriz óssea dos tecidos duros [JUN, 2003].

O TCP-β apresenta células unitárias com os seguintes parâmetros da rede cristalina: para o eixo a=b=10,439Å e para o eixo c=37,375Å, e com uma célula unitária no sistema cristalográfico romboedral.

A figura I4 ilustra um desenho esquemático da molécula do fosfato tricálcio com seus elementos constituintes indexados.

Figura I4. Estrutura cristalina do Fosfato Tricálcio [CALDERIN, 2002; HATTIANGADI, et al, 1999]

A tabela 4 apresenta as características cristalográficas e físicas dos dois politipos de fosfatos de tricálcio mais estudados.

Tabela I4. Características estruturais e cristalográficas das duas principais fases de fosfato tricálcio, em função da temperatura de obtenção [SANTOS, 2009. Modificado]

CARACTERÍSTICAS ESTRUTURAIS E CRISTALOGRÁFICAS DO TCP

TCP-αααα TCP-ββββ

1180°C - 1470°C 800°C - 1180°C

Grupo espacial P1 21/a (14) Grupo espacial R3cH (161) Estrutura cristalográfica Monoclínico Estrutura cristalográfica Trigonal Parâmetros de rede a=12,887Å; b= 27,280 Å; c= 15,219 Å Parâmetros de rede a=10,439Å; b= 10,439 Å; c= 37,375 Å Ângulos da célula α=90°; β=126,2°; γ=90° Ângulos da célula α=90°; β=90°; γ=120° Número de fórmulas por célula (Z) 24 Número de fórmulas por célula(Z) 21

Volume da célula 4.317,5 Å3 Volume da célula 3.527,2Å3

Densidade 2,863 g/cm3 Densidade 3,120 g/cm3 Razão molar (Ca/P) 1,50 Razão molar (Ca/P) 1,50 Plano Principal de Difração Plano Principal de Difração 021 3.1.2. Hidroxiapatita

Diferentes polítipos de hidroxiapatita podem ser produzidas por diferentes métodos e técnicas de síntese, sendo a fase mais pesquisada a hidroxiapatita estequiométrica na composição Ca10(PO4)6.(OH)2. Isto está relacionado, as suas características mineralógicas e químicas semelhantes com a cristalografia dos tecidos ósseos do esqueleto humano [SILVA 2007; JUN, 2003]. A hidroxiapatita muitas vezes, pode ser confundida com outras estruturas

minerais do grupo dos fosfatos de cálcio, sendo então assim chamada de apatita, cuja palavra vem do grego e significa decepcionar, enganar ou iludir [VAZ, 2007].

A hidroxiapatita estequiométrica é um composto mineral com razão Ca/P=1,67molar, encontrado principalmente nos tecidos ósseos mineralizados. Observa-se nos resultados apresentados pela literatura uma classificação da quantidade de hidroxiapatita em porcentagem da ordem de 98% no esmalte dental. Para o caso da dentina constata-se um valor da ordem de 77% e nos ossos entre 60% e 70%. [CONZ, 2010; GUASTALDI, 2010; PEREIRA, 2009; FIGUEIREDO, 2009; KHAN, 2001; SZEJNFELD,2000; BOSTROM, 2000; JARCHO, 1986].

A hidroxiapatita tem sido produzidas sinteticamente desde o início dos anos 70 e vem sendo utilizada clinicamente desde o início dos anos 80 [LEGEROS, 2002], como biomaterial de enchimento, na reconstituição de tecido ósseo e como biomaterial de revestimento em substratos metálicos. Isto se deve principalmente pela biocerâmica de hidroxiapatita apresentar composição e estrutura cristalográfica similar a fase mineral dos ossos e dentes [LEGEROS, 2002; KAWACHI, 2000]. Devido a essa similaridade, a hidroxiapatita estequiométrica nanométrica, se apresenta promissora em aplicações biomédicas, por favorecer o atachamento das células de osteoblastos em sua superfície, e assim promover uma melhor dissolução e adsorção de íons Ca++ e P, quando aplicada em meios biológicos naturais ou simulados [VALDES, 1995].

A hidroxiapatita estequiométrica possui um arranjo de empilhamento atômico formado pelo sistema hexagonal (Figura I5). Sua célula unitária é composta por 10 íons de cálcio que estão localizados nos sítios, quatro deles estão em posições tetraédricas e seis em posições octaédricas. Nos sítios tetraédricos os átomos de oxigênio do PO4, estão ligados aos cátions e a outros três átomos de oxigênio. Este material é altamente capaz de trocar seus íons por outros elementos químicos, permitindo substituições de Ca e P [LEGEROS, 1993].

Figura I5. Empilhamento atômico da hidroxiapatita [HARDING, 2005. Modificado]

Seu arranjo cristalográfico apresenta três eixos perpendiculares (a, b, c) (figuras I6), estes formam um ângulo de 120° entre si. Este arranjo cristalino é composto por grupos de Ca+, PO4- e OH-. Esses agrupamentos estão representados pelos triângulos sobre a figura I6, formados por átomos de cálcio perpendiculares ao eixo c [TAMPIERI,1997; LEGEROS, 1993].

A figura I7 mostra o esquema da célula unitária da hidroxiapatita estequiométrica, com sua distribuição espacial dos elementos de Ca, P, O. H.

Figura I7. Sistema da célula unitária da hidroxiapatita [SOUZA, 2008]

A estrutura cristalina da HA lhe confere uma de suas mais importantes propriedades, a facilidade de substituições catiônicas e aniônicas, é referida como capaz de incorporar diferentes íons em sua estrutura. Íons Ca2+ podem ser substituídos por um grande número de cátions metálicos mono e divalentes, tais como K+, Na+, Mg2+, Mn2+, Ni2+, Co2+, Cu2+, Zn2+, Sr2+, Ba2+, Pb2+, Cd2+, Fe2+, e íons trivalentes de elementos terras raras. A diferença de valência causada por qualquer substituição requer uma redução na carga aniônica para manter o balanço de carga. Íons PO43- podem ser substituídos por íons AsO43-, SO42-, CO32-, SiO44-, VO43- e os íons OH- por íons CO32-, F-, Cl-[ELLIOT, 1994; LEGEROS, 1991]. Todas as substituições podem alterar a cristalinidade, os parâmetros de rede, as dimensões dos cristais, a textura superficial, a estabilidade e a solubilidade da HA [LEGEROS, 1991]. Com a modificação da estrutura cristalina, isto pode ocorrer modificação do comportamento de dissolução e de adsorção dos íons em estudos in vitro e in vivo [DOI, 1998; ELLIOTT, 1994]. O íon CO32- pode fazer tanto substituições no sítio do OH-, quanto no sítio do PO43- [ELLIOT,

1994; HENCH, 1993]. Estas substituições provocam mudanças nos parâmetros de rede: substituição no sítio OH- causa expansão no eixo a e contração no eixo c, enquanto que a substituição no sítio PO43- causa contração no eixo a e expansão no eixo c (figura I8). Além disso, a substituição no sítio PO43- acarreta também a diminuição do tamanho dos cristais e da cristalinidade. As substituições catiônicas por Sr2+ e Mg2+ causam aumento da solubilidade [REY, 2007]. Nos organismos vivos, a facilidade de substituições catiônicas e

aniônicas faz com que a HA atue como reserva de cálcio e fósforo e um sistema regulador de diferentes íons nos líquidos corporais por meio de sua liberação ou armazenamento.

As superfícies dos cristais de hidroxiapatita podem ou não favorecer a interação de ligações interfaciais, melhorando a absorção superficial de moléculas de água, proteínas e colágeno, permitindo a adsorção de íons de Ca e P pelo meio biológico, auxiliando assim nos processos de reconstituição e formação do tecido ósseo regeneração [SANTOS 2002; LEGEROS, 1993].

Figura I8 – Efeito da presença de diferentes íons substitutos na estrutura da hidroxiapatita [PUTLYAEV E SAFRONOVA, 2006]

A tabela I5 apresenta as características e a formação estrutural cristalina da fase hidroxiapatita [KÖNIG-JR, 2010].

Tabela I5. Parâmetros da estrutura cristalina e da fase hidroxiapatita [KÖNIG-JR, 2010].

Dados Estruturais da HA [Ca10(PO4)6 (OH)2]

Grupo Espacial P63/m (176)

Estrutura Cristalográfica Hexagonal

Parâmetros de Rede a=9,418 Å; b= 9,418 Å; c=6,884 Å

Ângulos da célula α=90°; β=90°; γ=120°

Número de fórmulas por célula (Z) 1

Volume da célula 528,80 Å3

Densidade 3,08 g/cm3

Razão Molar (Ca/P) 1,67

4. Métodos de obtenção de composições de fosfatos de cálcio e bifásicos

4.1 Fosfatos de Cálcio

A síntese de pós biocerâmicos de fosfato de cálcio, pode ser realizada por diferentes métodos e técnicas: precipitações em solução aquosa, reações em estado sólido, métodos hidrotérmicos, processo via - úmida sol-gel e micro-emulsão [OLIVEIRA, 2010; SOUZA, 2009; DELIMA, 2007; BELLINI, 2007; CUNHA, 2006; KARVAT, 2004; KAWACHI, 2000].

Existe um número crescente de pesquisas sobre a síntese e o desenvolvimento de pós e biomateriais nanoestruturados de fosfato de cálcio [CAMARGO, 2010; SOUZA, 2009; SANTOS, 2009, DELIMA, 2007; CUNHA, 2006; BELLINI, 2004; KARVAT, 2004]. Isto está relacionado às novas características que estes biomateriais oferecem: área superficial elevada, microporosidade interconectada, tamanho de grãos inferiores a 1µm. Outra constatação são as características microestruturais e nanoestruturais diferenciadas destes novos biomateriais, se comparadas aos biomateriais convencionais, oferecendo novas condições de reconstituição e de formação de tecidos ósseos [LEVANDOWSKI-JR, 2009].

A seguir dois métodos de síntese para obtenção de composições de fosfatos de cálcio:

a) Precipitação em solução aquosa a temperaturas próximas a ambiente, através deste método pode-se obter pós biocerâmicos com controle da granulometria e das características físico-químicas. As composições mais freqüentes encontradas por este método são: fosfato de cálcio mono-hidrogênio fosfato de cálcio diidratado (DCPD), Fosfato octacálcico (OCP), DHA, fosfato dicálcio (DCP) e fosfato de cálcio amorfo (ACP) [SOUZA, 2009; DELIMA, 2008].

b) Reação térmica a altas temperaturas, este método permite a obtenção de pós biocerâmicos de fosfato de cálcio com controle do tamanho e forma das partículas. As composições mais freqüentes encontradas através deste método são: O fosfato tricálcio

-β (TCP−β), hidroxiapatita (HA) e fosfato de cálcio bifásico (BCP). Outros compostos como fosfato tricálcico-α TCP-α e TTCP são utilizados como base para obtenção de outros compostos. [MCPHERSON, 1995; GROSS, 1993].

A tabela I6 apresenta diferentes métodos de síntese para obtenção de composições de fosfatos de cálcio.

Tabela I6. Diferentes métodos de síntese para obtenção de composições de fosfatos de cálcio

Técnica Utilizada

Autor Materiais e Método

Via úmida VOLKMER, 2006 _{Via úmida ácido base}

Reação de H3PO4 e Ca(OH)2. Secagem em estufa

Via úmida CAMARGO, 2000 _{Síntese dos pós nanoestruturados de fosfato de}

cálcio, através da reação de dissolução-precipitação de CaO + H2O + H3PO4 Via úmida KOTHAPALLI , 2004 Via úmida

Ca(NO3)2 + (NH4)2PO4 Ca(OH)2 + H3PO4 Síntese T>100°C ELLIOT, 1994 Hidrotérmica HATA, 1983; IOKU, 1988

Síntese hidrotérmica sob alta pressão. Soluções contendo cálcio e fosfatos

A partir de meio aquoso

KIM, 1996; RHEE & TANAKA, 1998; KUKUBO, 2003.

Biomimético utilizando concentrações iônicas próximas às do plasma sangüíneo

A partir de meio aquoso

AOKI, 1994; LANGSTAFF, 1999;

RAYNAUD, 2002

Reação por precipitação, utilizando Ca(NO3)2 e (NH4)2HPO4

Titulação BETT, et al, 1967; AOKI, 1994; PANDA,

2003

Precipitação por titulação, utilizando Ca(OH)2 e H3PO4.

Reações em estado sólido

BROWN, 1994 Ca3(P4)2 +CaCO3 + Ca3P2O7 T = 900-1500oC Usando vapor de água

Sabe-se, que nem todos os métodos e técnicas de síntese de pós de fosfatos de cálcio, conduz aos mesmos resultados. O diagrama de fase apresentado na Figura I9, mostra a

influência da presença de CaO e P2O5, sobre o fosfato de cálcio obtido. Constata-se também que as temperaturas de calcinação ou de tratamento térmico influenciam significativamente as composições de fosfatos de cálcio. Outra observação está relacionada à pressão de vapor d’água sobre a formação das fases, caso já observado por outros autores [SOARES, 2007; BIGNON, 2002].

Figura I9. Diagrama de fases do sistema CaO – P2O5 paraobtenção de composições de

4.2. Composições Bifásicas HA/TCP−β−β−β−β

As composições de biocerâmicas bifásicas são formadas pela mistura de duas composições físicas de estruturas cristalinas ou amorfas diferentes, que formam um biomaterial compósito ou hibrido. O interesse na elaboração de composições bifásica se encontra, na obtenção de composições com características diferenciadas dos biomateriais convencionais, em níveis microestruturais e nanoestruturais, como microporosidade aberta, elevada área superficial de grãos e microporos com tamanhos adequado. Estes ainda são desenvolvidos, com interesse de adaptá-los aos diferentes tipos de aplicações biomédicas

[RAVAGNA, 1999; WIKROTA, 1998; SOARES, 1998; GAUTHIER,1998; RANSFORD, 1998; HASHIMOTO, 1995; GOUIN, 1995; BASLE, 1993].

As cerâmicas bifásicas, formadas pela composição HA/TCP-β, vem sendo desenvolvidas, com o interesse de melhorar o controle de dissolução de íons Ca++ e P dentro dos processos de biológicos de reconstituição de tecidos ósseos [HEUGHEBAERTE, 1998; LEGEROS, 1991; DACULSI, 1989].

Estudos realizados por diferentes autores [LEVANDOWSKI-JR, 2009; YUBAO, 1997], que utilizaram composições cerâmicas bifásicas de HA/TCP-β, os resultados evidenciaram melhor bioatividade para as composições bifásicas se comparado com a composição de hidroxiapatita pura. A presença da fase fosfato tricálcio na composição bifásica vem contribuir com a bioatividade do novo biomaterial e também com sua solubilidade, fenômeno que pode contribuir nos processos de formação de tecido ósseo precoce

[OLIVEIRA, 2010; RIBEIRO, 2003; YUBAO, 1997].

Atualmente as cerâmicas bifásicas compostas de hidroxiapatita e fosfato tricálcio-β, na proporção HA/TCP-β = 60/40 e 70/30, tem se apresentado promissoras em aplicações biomédicas em diferentes partes do mudo na Europa, nos Estados Unidos, no Brasil, no Japão, na Coréia do Sul, no Taiwan e na China. Estes biomateriais vêm sendo empregados como enxerto ósseo, na reconstituição de tecido ósseo e como elemento matricial na liberação de medicamentos devido a estes novos biomateriais apresentarem condições favoráveis para a osseoindução e osseointegração do biomaterial [XIE, 2006; KURASHINA, 2002]. A grande expectativa das composições bifásicas está relacionada à capacidade de

bioatividade e a microporosidade interconectada, elevada área superficial de grãos e microporos destas novas composições. Estas características têm contribuído com os processos de reconstituição óssea, em razão da capacidade superior de neoformação óssea se

comparados com os biomateriais convencionais autógenos, alógenos e exógenos [DACULSI e LEGEROS, 2006].

As concentrações em volume das composições bifásicas podem exercer uma influência sobre a compactação e a sinterização do biomaterial, o que pode levar a variação das propriedades mecânicas, da microestrutura e da microporosidade desses biomateriais

[KUMTA, 2005]. Sabe-se também, que as concentrações das composições bifásicas podem favorecer ou inibir os processos de osseoindução, osseointegração, de reparação e da formação do tecido ósseo. [MÜLLER, 2008; DELIMA, 2008; CHEN, et al, 2008; CAI, 2008; RAYNAUD, 2002]

Behnamghader [2008] mostrou em seu trabalho, que o método de difração de raios X, pode ser utilizado para determinar as concentrações das composições bifásicas, através da utilização dos picos principais no difratograma de raios X, ou seja, os picos de maior intensidade das fases presentes na composição. O autor utilizou o resultado obtido pela difratometria de raios X, para determinar as concentrações quantitativas das fases, para as composições bifásicas obtidas pelo método via úmida na composição HA/biovidro 2,5G e 5G%. Os resultados apresentados se referem, aos biomateriais obtidos por do tratamento térmico à 1200ºC, 1250ºC, 1300ºC e 1350ºC, conforme ilustrados pelos difratogramas de raios X, representados pelas figuras I10 e I11.

O cálculo quantitativo apresentado na figura I12 mostrou que a presença da segunda fase biovidro, conduziu a formação da fase fosfato de cálcio-β e α, após tratamento térmico das composições nas diferentes temperaturas de tratamento térmico. Constatou-se através da equação1, que os valores quantitativos das fases, se apresentaram para todas as composições, são muito próximos uns dos outros, foi observada uma razão HA/biovidro ≈ 60/40, conforme pode ser observado na figura I12. Pode-se dizer que o método de caracterização quantitativa das fases [BEHNAMGHADER, 2008; YUN-MOSUNG, 2004], através da difratometria de raios X, permite obter valores relativamente equivalentes com as intensidades dos picos principais dos difratogramas de raios X das composições.

Onde:

TCP = porcentagem da fase fosfato de cálcio-β na composição bifásica HA/TCP-β;

ITCP = intensidade do pico principal do DRX da composição fosfato de cálcio-β;

IHA = intensidade do pico principal do DRX da composição hidroxiapatita.

1.3. Solubilidade e decomposição dos fosfatos de cálcio

Figura I10. Padrões de difração de raios X do compósito hidroxiapatita com 2,5% de vidro bioativo, em diferentes temperaturas [BEHNAMGHADER, 2008]

Figura I11. Padrões de difração de raios X do compósito hidroxiapatita com 5,0 % de vidro bioativo, em diferentes temperaturas [BEHNAMGHADER, 2008].

Figura I12. Quantidades relativas de fosfato tricálcico (TCP) deduzido dos padrões de DRX das composições bifásicas HA/2,5%G e HA/5,0%G [BEHNAMGHADER,

A estabilidade dos fosfatos de cálcio depende diretamente da temperatura e do pH do meio biológico que os envolve [HENCH, 1998; BROWN: 1994].

O diagrama representado pela figura 13 ilustra a variação da solubilidade molar das cerâmicas de fosfato de cálcio em função do valor do pH do meio biológico simulado a temperatura ambiente, que pode inibir ou favorecer a liberação dos íons de Ca2+ para o meio

[SOUZA, 2009, BROWN, 1994].

A variação na composição e a solubilidade distinta provocam mudanças na estabilidade para os diferentes polítipos de fosfatos de cálcio quando aplicados in vivo. Observa-se na literatura que existe uma ordem decrescente de solubilidade destes biomateriais já observado por diferentes autores [DACULSI, 1998; BROWN, 1994VEREECKE, 1990], conforme ilustrado pelo esquema a seguir: ACP > TTCP >>α–TCP >> β –TCP >> HA.

Figura I13 - Solubilidade de vários fosfatos de cálcio em água à temperatura ambiente

5. Compactação

A compactação é um dos métodos utilizados para conformação de pós biocerâmicos, este método consolida o pó solto na forma desejada. Os métodos mais usuais de conformação de pós biocerâmicos são: compactação uniaxial, isostática, prototipagem rápida, injeção, extrusão e/ou ainda colagem. Na indústria, o método de conformação mais utilizado é a compactação uniaxial, que possibilita a fabricação rápida de peças, com precisão dimensional e relativa complexidade de forma.

Existem basicamente duas maneiras de se construir um gráfico de compactação. No método ponto a ponto, a compactação é feita com diversas pressões e a densidade é conseguida com medidas geométricas do corpo de prova. Outro métodos consiste em medir a pressão e a deformação do pó de maneira contínua.

Pode-se relacionar em um gráfico a pressão de compactação e a densidade/densidade teórica % do biomaterial (dh/dth%) (Figura I14). Uma curva de compactação é geralmente representada com a densidade na ordenada (escala linear) e a pressão na abscissa (escala logarítmica). A curva assim obtida pode ser separada em três partes lineares, conforme mostrado na Figura I14. Delimitada por duas pressões características: a pressão Py de deslocamento e arranjamento dos agregados mais grossos, P que representa a quebra dos agregados mais finos e a compactação final se produz para uma pressão maior que P. O processo de compactação segue em três etapas.

1ª etapa - consiste no rearranjo dos agregados maiores, quebra dos aglomerados e o rearranjo das partículas

2ª etapa - inicia-se com o arranjamento das partículas seguida de deformação plástica dos aglomerados

Figura I14. Diagrama de compactação dos pós biocerâmicos [JORAND, 1991].

6. Sinterabilidade de Biomateriais

A sinterabilidade de pós biocerâmicos é uma parte importante, dentro dos processos de elaboração de biomateriais cerâmicos. Durante o processo de sinterização de pós biocerâmicos pode ocorrer mudanças superficiais e transformações de fases simultaneamente ou consecutivamente. A sinterização é um processo normalmente realizado sobre um pó biocerâmico compactado, que será submetido a um tratamento térmico a temperatura inferior a de fusão do constituinte principal do pó biocerâmico que constituirá o biomaterial final, geralmente de 2/3 a 2/4 da sua temperatura de fusão, assim formando um sólido coerente único. O biomaterial recuperado da sinterização, poderá apresentar propriedades ótimas ou não. O processo de sinterização ocorre através da redução da energia livre da superfície do compactado pela ligação das interfaces das partículas vizinhas, promovendo a modificação das interfaces gás/solido, para interfaces sólido/sólido de energia livre inferior. Posteriormente ocorre a coalescência dos grãos, empescoçamento, o que conduz a redução entre os contornos de grãos e redução da porosidade, levando à densificação do biomaterial. A figura I15 mostra as etapas do processo de sinterização de

d

/d

(%)

P (MPa)

Py

biocerâmicas relacionando as interfaces: gás/sólido (a), sólido/sólido (b), coalescência grãos, fechamento da porosidade e contornos de grãos (c).

Figura I15. Esquema representativo da sinterização de pós compactados: (a) pó inicial, (b) coalescência de grãos, (c) Interface de grãos e fechamento da porosidade

[CALLISTER, 2002].

Durante a sinterização deve-se levar em consideração alguns parâmetros importantes, como: a temperatura, o tempo de sinterização, a características das partículas, (morfologia, tamanho médio, distribuição de tamanho, empacotamento), taxa de aquecimento, composição do material e atmosfera de sinterização.

7. Ensaio de compressão

O comportamento da curva de compressão é semelhante ao da curva de tração. Para os materiais dúcteis, a carga de ruptura em compressão não excede sensivelmente aquela em tração. Para os materiais frágeis, pelo contrário, o comportamento em compressão é superior ao comportamento em tração (tipicamente em uma razão de 10).

A vantagem do ensaio de compressão é ele evitar a ancoragem das cabeças dos corpos de prova, que no ensaio de tração é exigida. Mas a escolha da geometria é delicada:

• Os corpos de prova demasiadamente longos podem flambar;

• Os corpos de prova demasiadamente curtos podem se deformar conforme pode ser observado na Figura I16 [FANTOZZI, 1994/1995].

Figura I16. Deformações dos corpos de prova com geometria inadequada sob ensaio

de compressão [FANTOZZI, 1994/1995].

A tensão de compressão pode ser obtida através da equação 2:

S F = σ Onde: σ – tensão de compressão; F – força de compressão; S – área da seção reta do corpo.

8. Propriedades das Biocerâmicas

Cada novo biomaterial desenvolvido, com interesse de aplicação na substituição de partes do esqueleto humano, deve ser submetido aos estudos de caracterização mecânica e biológica, com objetivo de assegurar sua funcionalidade e confiabilidade no local aplicado. O protocolo para a realização dos testes de propriedades mecânicas é bem conhecido e padronizado, para o caso dos testes à flexão de três ou quatro pontos seguem a teoria linear da mecânica da fratura, para os testes em compressão, o ensaio de compressão uniaxial

[SOARES, 2007].

Muitos trabalhos vêm sendo desenvolvidos, com a finalidade de melhorar o comportamento mecânico dos biomateriais, procurando elevar o valor da tenacidade à fratura e ampliar a utilização destes em diferentes áreas biomédicas, principalmente as

regiões que exigem solicitação mecânica. Um dos fatores que contribui com a melhora da resistência mecânica e a boa sinterabilidade que normalmente esta associada à obtenção de biomaterial com densidade hidrostática próxima da densidade teórica [BELLINI, 2007, CAMARGO, 1995].

A tabela I7 apresenta resultados da densidade teórica e das propriedades mecânicas obtidos por diferentes autores. O interesse aqui foi relacionar os resultados obtidos sobre os diferentes biomateriais com as propriedades do osso trabecular e cortical.

Tabela I7. Valores da densidade teórica e das propriedades mecânicas para diferentes biomateriais comparados com os tecidos ósseos

Tração (MPa) Módulo de Elasticidade (MPa) Tenacidad e a Fratura (MPa1/2) Resistência a Compressão (MPa) Resistênci a a Flexão (MPa) Densidade (g/cm3) Dureza Vicker s HV [FRANKE, 2004] Alumina 350 380 Fosfato de Cálcio 69-193 40-117 [ANUSAVICE, 2005] Alumina 3,8-4,5 16

[KOKUBO; KIM; KAWASHITA, 2003]

Fosfato Tricálcio-β 460-687 33-90 140-154 [STEPUK, 2007] Fosfato de Cálcio 30 6,87

Tração (MPa) Módulo de Elasticidad e (MPa) Tenacidade a Fratura (MPa1/2) Resistência a Compressã o (MPa) Resistência a Flexão (MPa) Densidad e (g/cm3) Dureza Vickers HV [COWIN, 2001] Osso Cortical 150 17,4 [BAGGE, 1999] Osso Trabecular 597 120 [VASENIUS, 1990] Osso Cortical 120-210 [MEDINA, 2002] Fosfato de Cálcio 40-117 294 147 3,43 [SOUZA, 2007] Alumina 380 4 4100 <500 2200 [PIZZOFERRATO, 1992] Hidroxiapati 40-120 35-120 350-450 105-215 3,05-3,15 6 [WILLMANN, 1993] Hidroxiapat 100 1 100-200 100 3,16 [SIQUEIRA, 2011] Hidroxiapati 80-110 500-100 50-200

9. Tecido Ósseo

O corpo humano de um modo geral é constituído por 206 tipos de ossos com características e texturas diferentes. A tabela I8 mostra as partes do corpo relacionada com o número de ossos.

Tabela I8. Número de ossos contidos nas diversas partes do corpo humano

[http://www.auladeanatomia.com]

Parte do corpo Nº. de ossos

Coluna vertebral 26 Cabeça 22 Osso hióide 01 Costelas e esterno 25 Membros superiores 64 Membros inferiores 62 Ossículos do ouvido 06 Total 206

O esqueleto humano é formado por quatro tipos diferentes de estrutura óssea, sendo estas classificadas da forma seguinte:

a) Ossos Longos – apresentam dimensões maiores no comprimento e mais finos na

largura. Exemplos: ossos da perna, braços, antebraços e dedos.

b) Ossos Curtos – apresentam comprimento e larguras com dimensões próximas. Exemplos: ossos do calcanhar e ossos do pulso.

c) Ossos Chatos ou achatados – apresentam forma fina como uma lâmina. Exemplos:

ossos do crânio, costelas e esterno.

d) Ossos Irregulares – não possuem estrutura definida. Exemplos: vértebras e ossos da face.

O osso é uma formação tecidual mineralizada composta principalmente por matriz orgânica, minerais e células (osteoblastos, osteoclastos e osteócitos) [MUNDOSTOCK, K. B., ,2006; MARINHO, 1995], que tem como principais objetivos dar rigidez e sustentação ao esqueleto e armazenar cálcio e fósforo do organismo. O tecido ósseo tem três funções principais: sustentação e apoio da musculatura, proteção de órgãos vitais e função metabólica (reserva de íons - base para a manutenção do equilíbrio metabólico). O esqueleto tem um papel muito importante no metabolismo do cálcio (cerca de 99% do cálcio corporal encontra-se nos ossos) por ser metabolicamente ativo, com processos de formação e reabsorção contínuos. O esqueleto é fundamental para a manutenção dos níveis de cálcio principalmente em função da ação do paratormônio (PTH - produzido pelas paratireóides) sobre a reabsorção óssea. A liberação do cálcio pelo tecido ósseo calcificado é dependente da ação do osteoclasto que tem a capacidade de reabsorver a matriz óssea calcificada liberando cálcio e outros elementos. A matriz óssea também funciona como fonte de outros elementos como fósforo, magnésio e sais minerais que participam da manutenção do equilíbrio ácido-básico [CORONHO, 2001]

Segundo Currey [2002], o osso possui cinco tipos de células:

1) ossetogenitoras – possuem a capacidade de se dividirem e formarem outros tipos de células ósseas.

2) osteoblastos - células novas que são responsáveis pela formação da estrutura óssea. A formação se deve a liberação de colágeno que são recobertas com proteínas que podem interagir com minerais, principalmente cálcio e fosfatos.

3) osteócito – células maduras que regulam a quantidade de minerais (Cálcio) no tecido ósseo. Estas provém dos osteoblastos. Tem como principal função transportar minerais entre os ossos e o sangue e são responsáveis pela manutenção do tecido ósseo.

4) osteoclastos - reabsorvem as células “gastas e velhas” através da dissolução de minerais por via ácida ou enzimática.

5) de revestimento - Encontrados na superfície do osso maduro. Possuem a finalidade de regular e transportar os minerais do tecido ósseo.

O equilíbrio entre o sistema organizado por essas células indica a presença de um osso saudável, com estrutura adequada para realizar as funções exigidas pelo esqueleto humano quando em movimento.

A tabela I9 apresenta uma relação da quantidade relativa das fases inorgânicas e orgânicas contidas na estrutura do tecido ósseo dos seres humanos

Tabela I9. Apresenta os valores em porcentagem em peso das fases orgânicas e inorgânicas da estrutura óssea do esqueleto humano. [MURUGAN. 2004].

10. Conclusão

O estudo bibliográfico serviu de apoio para o desenvolvimento dos trabalhos de pesquisa, fornecendo subsídios necessários para o enriquecimento do conhecimento na área dos biomateriais, principalmente no que se refere à aplicação destes na área biomédica. Este estudo ajudou na compreensão dos diferentes métodos e técnicas de síntese, elaboração e caracterização de pós e biomateriais nanoestruturados. Constatou-se também na revisão da literatura a importância das composições de fosfatos de cálcio atualmente aplicadas na formação e reconstituição óssea, observando maior destaque para as biocerâmicas de hidroxiapatita, fosfato de cálcio-β e α e para as composições bifásicas, principalmente para a composição HATCP-β 60/40%, isto possivelmente por estas biocerâmicas apresentarem uma semelhança cristalográfica com a da apatita da estrutura óssea e dos dentes humanos.

Fase Inorgânica

Valor aproximado da % em peso

Fase orgânica Valor aproximado da % em peso Hidroxiapatita 60 Colágeno 20 Carbonato 4 Água 9 Citrato 0,9 Proteínas 3 Sódio 0,7 - - Magnésio 0,5 - - Fe2+ K+,Zn2+,Cl- - polissacarídeos, lipídeos, células ósseas primárias -

PARTE II. ESTUDO EXPERIMENTAL

1. Metodologia Experimental

Nesta parte do trabalho será apresentada uma descrição das matérias primas, quanto as suas características físico-químicas e morfológicas. O método de síntese para obtenção das fases nanoestruturadas de fosfato de cálcio hidratado ajudou na obtenção das fases hidroxiapatita e fosfato de cálcio-β, para posterior elaboração das composições bifásicas. Foram utilizados os métodos e técnicas de compactação, sinterização e de caracterização dos pós nanoestruturados.

A figura II1 apresenta o fluxograma representativo do método utilizado para síntese e caracterização das composições de pós nanoestruturados de fosfato de cálcio hidratados e as fases fosfato de cálcio-β e hidroxiapatita nas razões Ca/P = 1,6 molar e 1,67 molar. Os materiais obtidos foram submetidos aos estudos de caracterização morfológica, mineralógica, comportamento térmico e mecânico.

Figura II1. Fluxograma representativo do processo de síntese e caracterização dos pós nanoestruturados de fosfato de cálcio hidratado e das fases fosfato de cálcio-ββββ e de

hidroxiapatita. CaCO3 MEV DRX FTIR Calcinação 900°C/2h CaO + H2O Adição de H3PO4 + H2O (1,6 e 1,67)

Agitação Mecânica por 22h

Secagem, Moagem e Peneiramento

Calcinação 900°C/2h TCP-β e HA

Agitação Mecânica por 2h Monitoramento do pH Monitoramento do pH MEV DRX FTIR DSC

2. MATÉRIA PRIMA UTILIZADA

2.1. Carbonato de Cálcio

O carbonato de cálcio (CaCO3) fornecido pelo laboratório LabMaster apresenta 99% de pureza, com número de lote 27404.

A figura II2 mostra a morfologia do pó de carbonato de cálcio, formado por finas partículas com forma de agulhas, morfologia típica dos carbonatos de cálcio semi-hidratados da fase calcita, caso já observado por diferentes autores [BELLINI, 2007; SILVA, 2007; SOARES, 2006; KARVAT, 2005]. A figura II3 ilustra o difratograma de raios X obtido sobre o pó de carbonato de cálcio, constatando-se claramente os picos representativos da fase calcita, com pico principal de difração [104] JCPDS 05-0586.

2.2. Óxido de Cálcio

O óxido de cálcio (CaO) utilizado para síntese do pó biocerâmico foi obtido através da calcinação a temperatura de 900ºC/3h do carbonato de cálcio (CaCO3). A Equação 1 mostra o processo de descarbonetação e obtenção do pó de óxido de cálcio (CaO)

Figura II2. Morfologia do pó CaCO3 com aumento de 5kx

Figura II3. Difratograma de Raio X do pó de CaCO3

CaCO3 (s) 900°C/2h CaO (s) + CO2 (g) (Equação 1) 5 µµµµm

A morfologia do pó de óxido de cálcio, apresentou-se sob a forma de finas partículas aglomeradas, com tamanho inferiores a 500nm, condição favorável para uma boa dissolução do CaO durante o processo de síntese de fosfato de cálcio hidratados pelo processo via úmida. A figura II4 ilustra a morfologia típica do pó de CaO, obtido da calcinação de carbonatos de cálcio, caso já observado por outros autores [SANTOS, 2009; SOUZA, 2009; DELIMA, 2008; SOARES, 2006].

Quanto a característica mineralógica do pó de óxido de cálcio, observa-se em seu difratograma de raios X (figura II5) a presença da fase CaO com planos principais de difração [200], [111] e [220] (JCPDS 78-0649).

2.3. Água Destilada

Foi utilizada para a síntese das composições de pós nanoestruturados de fosfato de cálcio, água destilada obtida através de um destilador de marca Permution.

2.4. Ácido Fosfórico (H3PO4)

O ácido fosfórico utilizado como reagente neste trabalho foi fornecido pelo laboratório Nuclear, com índice de pureza 85%, com lote número 06030418. A concentração da solução ácida de H3PO4 foi preparada de acordo com a razão Ca/P molar necessária, para obtenção das fases fosfato de cálcio-β e hidroxiapatita.

Figura II5. Difratograma de raio X do pó de CaO

Figura II4. Morfologia do pó de CaO

[200]

[111]

[220]