APOSTILA DE

BIOMATERIAIS

Marcelo Henrique Prado da Silva

I INTRODUO

A perda de um rgo ou de uma parte do corpo gera, alm da perda da funo,

transtornos sociais e psicolgicos. Os avanos alcanados na medicina e odontologia

modernas, aliados ao aumento da expectativa de vida, tm possibilitado o

desenvolvimento de tcnicas que geram uma melhor qualidade de vida. A

disponibilizao dessas tcnicas tem oferecido novas opes aos pacientes mutilados,

como a substituio total ou parcial de ossos fraturados por implantes. Essa tendncia

tem sido observada principalmente na implantodontia, onde pacientes edntulos (com

perda de dentes) tm optado, cada vez mais, pela utilizao de implantes

odontolgicos, ao invs das antigas prteses removveis.

O desenvolvimento da implantologia tem dado incentivo pesquisa de biomateriais

para esse fim, bem como das reaes que ocorrem na interface tecido-implante.

Inicialmente utilizavam-se materiais inertes como os aos inoxidveis e a alumina.

Nos anos 70, Per-Ingvar Brnemark introduziu o conceito de osteointegrao como sendo a ligao direta, estrutural e funcional entre osso ordenado e vivo e a superfcie

de um implante sujeito a cargas funcionais (BRANEMARK, 1985). Com a introduo

desse conceito, as pesquisas passaram a se concentrar em materiais e projetos,

visando acelerar a osteointegrao, ou seja, diminuir o tempo necessrio para a

aposio ssea.

Recentemente, a otimizao das propriedades de superfcie como grau de pureza,

acabamento superficial, rugosidade e molhabilidade tem sido explorado. Alteraes

na camada de xido de metais como o titnio tambm tm sido bastante investigadas

e, paralelamente, tcnicas de recobrimento com materiais bioativos tm sido

desenvolvidas. Dentre os materiais bioativos, a hidroxiapatita, Ca10(PO4)6(OH)2 se

destaca pela sua semelhana com os fosfatos de clcio presentes na fase mineral do

osso.

Vrias tcnicas de avaliao da adequao de um novo material para aplicaes

biomdicas tm sido desenvolvidas numa tentativa de simular do desempenho do

material aps sua insero no corpo humano. Essas tcnicas compreendem testes in

vitro e testes in vivo. Para testes in vitro, so utilizados normalmente testes de

bioatividade em lquido corporal simulado e estudos em cultura de clulas. Os estudos

em cultura de clulas normalmente compreendem testes de citotoxicidade, medies

1

bioqumicas de atividade celular, avaliao de proliferao, crescimento e morfologia

celular.

2

II REVISO BIBLIOGRFICA II.1 BIOMATERIAIS

Os biomateriais so usados em dispositivos mdicos, sobretudo naqueles que so

temporria ou permanentemente implantados no corpo humano. O termo biomaterial

foi definido na Conferncia do Instituto Nacional de Desenvolvimento de Consenso em

Sade em 1982 como:

Qualquer substncia (outra que no droga) ou combinao de substncias,

sinttica ou natural em origem, que possa ser usada por um perodo de tempo,

completa ou parcialmente como parte de um sistema que trate, aumente ou substitua

qualquer tecido, rgo ou funo do corpo (HELMUS E TWEDEN, 1995).

O critrio de seleo de biomateriais baseado principalmente na aplicao a que se

destinam. Por exemplo, para dispositivos que fiquem em contato com o sangue,

esses materiais so:

componentes de dispositivos extracorpreos que removem e retornam sangue do corpo;

dispositivos que so inseridos em um vaso sanguneo; dispositivos que ficam permanentemente implantados.

Para dispositivos de aplicaes em tecidos moles, os materiais se prope a aumentar

ou redefinir o tecido (ex.: implantes de seios e implantes faciais). Em aplicaes

ortopdicas e odontolgicas, os materiais so componentes de implantes estruturais

(ex.: prteses de juntas e implantes de raiz de dentes) ou so usados para reparar

defeitos sseos (ex.: parafusos e pinos inseridos em osso).

Quanto ao tipo de material, os biomateriais podem ser: polmeros sintticos, metais,

cermicas e macromolculas naturais (ex.: biopolmeros) que so manufaturados ou

processados para se adequarem utilizao em dispositivos mdicos que entram em

contato ntimo com protenas, clulas, tecidos, rgos e sistemas orgnicos.

Os biomateriais devem ser isentos de produzir qualquer resposta biolgica adversa

local ou sistmica, ou seja: o material deve ser no-txico, no-carcinognico, no-

antignico e no-mutagnico. Em aplicaes sangneas, eles devem tambm ser

3

no-trombognicos. As complicaes oriundas dos dispositivos implantados iro

variar de acordo com a sua aplicao. Por exemplo, infeces e biodegradao iro

afetar dispositivos que tm aplicaes de longa durao como prteses permanentes

e vlvulas cardacas.

O termo biocompatibilidade foi redefinido em 1987 por Williams como sendo a

habilidade de um material desempenhar com uma resposta tecidual apropriada em

uma aplicao especfica (WILLIAMS, 1992A).

A Tabela 1 lista os tipos de biomateriais usados em diferentes aplicaes: sintticos,

bioreabsorvveis, derivados de materiais biolgicos, bioderivados de macromolculas,

modificaes de superfcies por passivao, recobrimentos bioativos, adesivos de

tecidos, metais e ligas metlicas, cermicas/inorgnicos/vidros, carbonos e

compsitos.

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

MATERIAL APLICAES Sintticos No degradveis Acrlicos Suportes para dispositivos extra-corpreos Epoxies Suportes, compsitos de fibras Fluorcarbonetos Enxertos vasculares, camadas em catter, remendos

periodontais, remendos abdominais Hidrogeis Camadas para catter, antiadesivos Poli acetatos Estruturas para vlvula cardaca, partes estruturais Poli amidas Suturas Poli amida elastomrica Catter, curativos para ferimentos Poli carbonatos Suportes para dispositivos extra-corpreos Poli steres Enxertos vasculares, bales para angioplastia Poli sters elastomricos Catters Poli eteracetonas Componentes estruturais, dispositivos ortopdicos Poli imidas Componentes estruturais, catters Poli (metacrilato de metila) Cimento sseo, lentes intra-oculares Poli metil-penteno Suportes para dispositivos extra-corpreos Poli olefinas Suturas, bales para angioplastia, catters Poli olefina elastomricas Tubos, coraes artificiais, catters Filmes de poli olefina de alta cristalinidade Bales para angioplastia Poli sulfonas Componentes de sutura, dispositivos ortopdicos Poliuretanos Catters, coraes artificiais, curativos Poli cloreto de vinila Tubos, bolsas sangneas Silicones Juntas para dedos, catters, vlvulas cardacas, curativos Polietileno de ultra alto peso molecular Clice acetibular, tecidos de alta resistncia Bioreabsorvveis Poli aminocidos Peptdeos de adeso celular e liberao controlada - 4 -Poli anidridos Liberao controlada Poli caprolactonas Suturas, liberao controlada Copolmeros de poli cido ltico/cido gliclico

Suturas, liberao controlada, placas sseas

Poli hidroxil butiratos Liberao controlada, placas sseas Poli ortosteres Liberao controlada Colgeno Camadas, reconstruo de tecidos moles Hidroxiapatita de baixa densidade Implantes sseos, cirurgia reconstrutiva

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MATERIAL APLICAES Materiais biologicamente derivados

Artrias e veias bovinas Enxertos vasculares Pericrdio bovino Substitutos de pericrdio, vlvulas cardacas Ligamentos bovinos Ligamentos Tendes bovinos Tendes Osso bovino liofilizada Implantes sseos Osso bovino descalcificado Implantes sseos Cordo humbilical humano Enxertos vasculares Vlvula cardaca porcina Vlvulas cardacas Macromolculas bioderivadas Albumina liofilizada Camadas de enxerto vascular, agente de contraste

ultrasnico Acetatos de celulose Membranas para hemodilise Celulose de cupramnia Membranas para hemodilise Quitosana Experimental, camadas, liberao controlada Colgeno Camadas, curativos, rgos hbridos Elastina Camadas Gelatina liofilizada Camadas para coraes artificiais cido hialurnico Camadas, antiadesivo, anti-inflamatrio ocular e de junta Fosfolipdios Lipossomos, camadas experimentais tromboresistentes Seda Suturas, camadas experimentais de protenas do tipo seda Recobrimentos passivos Albumina Tromboresistncia Cadeias de alcanos Adsorve albumina para tromboresistncia Fluorcarbonos Arraste reduzido para catters Hidrogels Arraste reduzido para catters Silicones livres de slica Tromboresistncia leos de silicone Lubrificante para agulhas e catters Recobrimentos Bioativos Hidroxiapatita Recobrimentos em implantes edsseos Angicoagulantes (ex.: heparina e hirudina) Tromboresistncia Antimicrobianas Resistncia infeco Peptdeos aderentes a clulas Adeso celular melhorada Protenas aderentes a clulas Adeso celular melhorada Superfcies carregadas negativamente Tromboresistncia Camadas polimerizadas por plasma Adeso celular melhorada Trombolticos Tromboresistncia Tecidos adesivos Cianoacrilatos Microcirurgia para anastomose de vasos Cola de fibrina Camada de enxerto vascular, microcirurgia Cola de molusco Adeso celular melhorada Metais e Ligas Metlicas Ligas cobalto-cromo, ligas nquel-cromo, ligas nitinol, (ligas efeito memria de forma), aos inoxidveis, tntalo, titnio e suas ligas

Arames guias, vlvulas de corao mecnico, orifcios e braos, vlvula de corao biolgico implantes ortopdicos e odontolgicos, placas para fraturas, pregos e parafusos para reparo sseo, coberturas para veia cava, suportes para coraes artificiais, comandos para marca-passos e para estimuladores eltricos implantveis

Cermicas, inorgnicos e vidros Vidros bioativos Ligao ssea, cirurgia reconstrutiva Vitro-cermicas bioativas Ligao ssea, cirurgia reconstrutiva Alumina de alta densidade Implantes odontolgicos e ortopdicos Hidroxiapatita Ligao ssea, cirurgia reconstrutiva Alumina monocristalina Implantes ortopdicos e odontolgicos Fosfatos triclcios Reparo sseo Zircnia Implantes ortopdicos e odontolgicos Carbonos Carbono piroltico (isotrpico de baixa temperatura)

Vlvulas cardacas, camadas cardiovasculares

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MATERIAL APLICAES Carbono isotrpico de ultra-baixa temperatura

Camadas em polmeros sensveis temperatura

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

Materiais potenciais para orifcios, discos e implantes ortopdicos

Radiopacificadores (BaSO4; BaCl2;TiO2) misturados em polmeros de poli olefinas, poliuretanos, silicones

Radiopaco em raios-X para identificao e localizao do dispositivo

Radiopacificadores em polimetimetacrilato Cimento sseo radiopaco

A seleo do material a ser utilizado deve levar em considerao as propriedades

fsicas, qumicas e mecnicas do material. As principais propriedades que devem ser

levadas em conta so:

Resistncia: aplicaes que requerem alta resistncia incluem enxertos de veia aorta, vlvulas cardacas, bales de angioplastia e implantes odontolgicos e

ortopdicos. Alguns desses dispositivos requerem propriedades bastante

especficas;

Mdulo (elasticidade, torso ou flexo: o mdulo de torso e de flexo de interesse para materiais como catteres, que podem sofrer torque e fazer

percursos tortuosos dentro dos vasos. Muitos elastmeros devem ter capacidade

de se alongar com baixa carga, logo, devem ter baixo mdulo de torso, flexo ou

elasticidade.

Fadiga: os dispositivos que devem suportar esforos cclicos sem permitir propagao de trinca so em sua maioria feitos de poliuretano, polister e metais

em geral. Esses dispositivos funcionam em sua maioria como implantes

ortopdicos, odontolgicos e cardiovasculares.

Rugosidade: em aplicaes onde desejado baixo atrito, como em implantes de juntas ortopdicas, utilizam-se materiais com acabamentos espelhados. Quando

se deseja uma integrao tecido-implante, como em implantes endosseos,

desejada uma alta rugosidade.

Taxa de permeao: dispositivos como lentes de contato requerem uma alta taxa de permeao de gases. Geralmente a permeao decresce com a cristalinidade

do material. Os hidrogels so permeveis a gua e so muito utilizados como

liberadores de drogas.

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Absoro de gua: alguns materiais sofrem mudanas dramticas em sua resistncia a trao, fadiga, fluncia, em seu mdulo de elasticidade, torso ou

flexo quando ligeiramente umedecidos. A degradao tambm afetada pela

absoro de gua: materiais hidroflicos tendem a se degradar do interior para a

superfcie enquanto materiais hidrofbicos tendem a ter primeiramente suas

superfcies degradadas.

Bioestabilidade: dispositivos como fios de sutura e liberadores de drogas devem ter sua degradao controlada, enquanto implantes permanentes devem ser estveis.

Bioatividade: a bioatividade se refere propriedade inerente a alguns materiais de participarem em reaes biolgicas especficas. Camadas bioativas podem ser

formadas a partir de molculas que previnem cogulo sangneo ou iniciam a

degradao enzimtica de um trombo. Algumas superfcies negativamente

carregadas iniciam a degradao de componentes complementares com o

potencial para menores efeitos colaterais para tratamentos como dilise. A

hidroxiapatita muito utilizada como recobrimento para implantes endosseos.

Essa camada constitui uma superfcie bioativa para o ancoramento de osso

neoformado.

Esterilizao: o mtodo de esterilizao utilizado pode alterar o estado energtico da superfcie de um implante, alterando a resposta celular. Os polmeros podem

ter suas propriedades negativamente alteradas quando esterilizados por irradiao

com raios gama.

II.4.1 HISTRICO DA OSTEOINTEGRAO

O termo osteointegrao foi definido pelo Professor Per-Ingvar Brnemark como sendo a ligao direta, estrutural e funcional entre osso ordenado e vivo e a superfcie

de um implante sujeito a cargas funcionais. A osteointegrao foi observada enquanto

o Prof. Brnemark estava realizando estudos clnicos in situ e in vivo de osso medular em fbula de coelhos. Esses estudos foram realizados com uma tcnica de

microscopia vital que consistia em uma leve insero de uma cmara de titnio

contendo um sistema tico na fbula do coelho. As cmaras ticas no podiam ser

retiradas do osso ao redor aps um perodo de tempo j que a retirada resultava em

osso aderido s cmaras (BRANEMARK, 1985).

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Em estudos usando microscopia eletrnica de varredura, observou-se a existncia de

uma camada de lipoprotenas entre o implante e o tecido sseo. O conceito de

osteointegrao foi ento redefinido com nfase no implante estar em funo, j que a

observao do contato direto osso-implante depende da escala de aumentos que

estiver sendo utilizada. A definio aceita atualmente a de Zarb e Albrektsson

Osteointegrao o processo pelo qual a fixao rgida e assintomtica de um

material aloplstico no osso obtida e mantida durante a funo (HOBKIRK e

WATSON, 1996).

A aplicao mais bvia da osteointegrao em implantes endosseos. No caso de

pacientes edntulos, pode-se argumentar que uma prtese preencheria o papel do

implante. No entanto, a perda contnua de osso alveolar resultante de estmulo de

carregamento para remodelamento inadequado geralmente causa a instabilidade da

prtese, gerando problemas funcionais e psicolgicos ao paciente.

Inicialmente, tentou-se interpor uma camada amortecedora entre o implante e o tecido

sseo, simulando o ligamento periodontal. Aps 30 anos de trabalho experimental e

20 anos de resultados clnicos, Branemark e sua equipe desenvolveram um implante

rosqueado que inserido na mandbula ou maxila e conectado prtese atravs de

um abutment e um parafuso central, como mostrado na Figura 1.

Figura 1 Representao esquemtica da unidade de ancoragem de Branemark,

composta de: implante rosqueado (i); abutment (a); parafuso central (pc) e prtese

dentria (pd) (BRANEMARK, 1985).

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A tcnica cirrgica foi empiricamente definida como sendo feita em duas etapas: na

primeira, o implante inserido e deixado at que o osso se regenere e remodele

durante um perodo que varia de trs a seis meses, sem carregamento; na segunda

etapa, a prtese inserida atravs da conexo do abutment e do parafuso central ao

implante. Durante a fase de regenerao, formado osso novo prximo ao implante,

que est imvel. Quando o implante entra em funo, o osso neo-formado se

remodela segundo a magnitude, direo e frequncia do esforo aplicado. Aps cerca

de 18 meses, um estado estacionrio alcanado, o que significa que foi alcanado

um equilbrio entre as foras atuantes sobre o implante e as capacidades de

remodelamento do osso ancorado. As etapas de regenerao e remodelamento

podem ser vistas na Figura 2 onde a rea hachurada no topo ilustra a reduo em

altura de osso ancorado, expressa em percentagem do nvel original de osso

mandibular embutido, que ocorre durante as fases de regenerao e remodelamento

(BRANEMARK, 1985).

Figura 2 Relao dinmica entre implante e osso mandibular (BRANEMARK,

1985).

O sucesso da osteointegrao depende de seis fatores (BRANEMARK, 1985):

i. Biocompatibilidade do implante; Titnio comercialmente puro, o nibio e o tntalo so conhecidos por serem

bioreativos. As ligas Co-Cr-Mo e os aos inoxidveis tm demonstrado menor

aceitabilidade no leito sseo. De um modo geral, as ligas metlicas so menos

aceitas devido possibilidade de liberao de ons, que podem causar efeitos

colaterais locais ou sistmicos.

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ii. Caractersticas do desenho; Existe atualmente extensa documentao sobre implantes rosqueados, que

demonstraram funcionar durante dcadas sem problemas clnicos. Os outros

projetos de implantes como implantes cilndricos lisos, em formato de cunha ou

raiz dentria, cnicos e outros requerem mais informaes clnicas.

iii. Caractersticas de superfcie; De um modo geral, as superfcies rugosas so preferidas. No entanto, existe um

nvel timo de rugosidade ainda no muito bem estabelecido. Superfcies

completamente lisas no resultam em boa adeso celular e acabam sendo

ancoradas em tecido mole, seja qual for o material utilizado. Superfcies com

rugosidade em uma escala que permita a vascularizao so desejadas. Outros

parmetros de superfcie que esto sendo investigados so: estado energtico,

molhabilidade, pureza, dentre outros.

iv. Estado do leito hospedeiro; necessria presena de leito receptor saudvel e com quantidade ssea

suficiente. No entanto, pode ser que esses requisitos no sejam satisfeitos.

Nesse caso, alternativas so adotadas a fim de se criar as condies favorveis.

Uma das tcnicas mais utilizadas a regenerao tecidual guiada, que uma

tcnica de enxerto autgeno que reconstitui a perda ssea ocorrida.

v. Tcnica cirrgica; A tcnica cirrgica deve impor o menor trauma e o menor sobreaquecimento

possveis. Para tanto, utiliza-se baixa velocidade de rotao da broca e

refrigerao abundante. O sobreaquecimento pode causar denaturao de uma

das enzimas sseas, a fosfatase alcalina, alm da destruio das clulas que

participariam na reparao ssea. O torque muito elevado no momento da

insero do implante tambm pode causar tenso no osso e uma resposta de

reabsoro ssea.

vi. Condies de aplicao das cargas. De acordo com a tcnica estabelecida por Branemark, utiliza-se uma espera de 3

meses para a aplicao de cargas a implantes inseridos em mandbula e de 4 a 6

meses para aqueles inseridos em maxila.

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CLASSIFICAO DOS BIOMATERIAIS QUANTO RESPOSTA BIOLGICA

Existem vrias classificaes para os materiais quanto resposta biolgicas. Quando

se consideram os materiais de maneira genrica (no se restringindo aos

biomateriais), os materiais podem ser classificados em txicos e no txicos. Quando

se coniderando apenas os biomateriais, estes podem ser classificados em materiais

bioinertes, bioreativos e bioativos.

DESCOUTS et al. (1995) incluem ainda a categoria de materiais bioartificiais. Esses

materiais podem ser definidos como sendo uma combinao de materiais sintticos e

clulas vivas.

A Figura 3 divide os materiais em trs zonas: na zona vermelha ficam os materiais

txicos, na zona amarela, os bioinertes e na zona verde, os materiais que interagem

positivamente com o corpo humano.

Figura 3 Biocompatibilidade de implantes odontolgicos (HOBKIRK E WATSON,

1996).

Os materiais aos quais o tecido sseo tem demonstrado maior tolerncia esto na

zona verde e so exemplificados pelo titnio, nibio, tntalo e hidroxiapatita (HA).

Outros materiais como os aos inoxidveis, ligas Cr-Co-Mo, xidos de alumnio e

zircnio, ligas de titnio, dentre outros, so questionveis quanto a funo a longo

11

prazo. Os materiais posicionados na zona vermelha so aqueles que apresentam

resposta adversa do tecido sseo.

A MATERIAIS BIOINERTES

So materiais menos suscetveis a causar uma reao biolgica adversa devido a sua

estabilidade qumica em comparao com outros materiais. Como exemplos, pode-se

citar: carbono, alumina e zircnia (DUCHEYNE E KOHN, 1992). A alumina e a

zircnia so mais usadas em superfcies de juntas artificiais sujeitas frico por

causa da sua boa resistncia ao desgaste.

As cermicas so quimicamente muito estveis e, portanto, muito pouco provveis de

ter uma resposta biolgica adversa. As cermicas bioinertes mais empregadas como

biomateriais so: cermicas base de carbono, alumina e zircnia.

A1 CERMICAS BASE DE CARBONO

O carbono possui similaridades com o osso em relao rigidez e resistncia. O

grafite possui um arranjo hexagonal planar com alta energia de ligao entre tomos

no mesmo plano e baixa energia de ligao entre os planos. Essa baixa ligao entre

os planos confere um baixo mdulo, prximo quele do osso.

H trs tipos isotrpicos de carbono: piroltico, vtreo e depositado por vapor. O

carbono piroltico obtido atravs da deposio de carbono, a partir de um leito

fluidizado, em um substrato. O leito fluidizado formado a partir da pirlise de gs

hidrocarbnico em temperaturas na faixa de 1000-2500C. Carbonos isotrpicos de baixa temperatura so formados em temperaturas abaixo de 1500C. O carbono isotrpico de baixa temperatura possui boas resistncia frico e ao desgaste. Tem

sido feitas vrias tentativas de recobrimento de metais com carbonos isotrpicos de

baixa temperatura. O fator limitante a propenso fratura da camada e a decoeso

da mesma do substrato. O carbono depositado por vapor evaporado sobre um

substrato a partir de uma fonte de alta temperatura, obtendo-se camadas de at 1m de espessura (DAUSKARDT, 1993).

A2 ALUMINA

As aluminas policristalinas de alta densidade e alta pureza so utilizadas em cabea

de fmur e componentes acetabulares. Alm da estabilidade qumica e inrcia

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biolgica, uma importante caracterstica a resistncia frico e ao desgaste.

Geralmente a cabea do fmur confeccionada em alumina e a articulao em

polietileno ou alumina. A Figura 4 mostra uma prtese de fmur.

Figura 4 Prtese de fmur de titnio com cabea de alumina.

As propriedades fsicas e mecnicas da alumina densa so uma funo da pureza,

tamanho e distribuio dos gros, das porosidades e das incluses. A maior limitao

da alumina que ela possui baixa tenacidade, baixa resistncia trao e flexo.

H ainda uma limitao dimensional quanto ao raio timo. Raios de curvatura muito

grandes criam uma superfcie de contato muito grande, aumentando muito a presso

de contato. Raios muito pequenos no permitem o escape de partculas de alumina.

A3 ZIRCNIA

A zircnia surgiu como alternativa alumina por possuir maior tenacidade. A zircnia

tem estrutura monoclnica temperatura ambiente e sofre uma transformao

isotrpica para estrutura tetragonal. Adies de xido de trio (Y2O3) servem para

estabilizar a fase tetragonal temperatura ambiente. A propagao de trincas induz a

transfomao da fase tetragonal, que metaestvel, na fase monoclnica. Como os

gros monoclnicos so maiores, gerado um campo de tenso compressivo na ponta

da trinca. Esse efeito causa uma imobilizao da trinca. As melhores propriedades

mecnicas em relao alumina pemitem uma maior liberdade dimensional na

confeco dos implantes (HULBERT, 1993).

B MATERIAIS BIOREATIVOS

Materiais bioreativos: os metais utilizados em ortopedia e em implantodontia dominam essa classe de materiais. No entanto, a maioria dos biomateriais metlicos

no bioreativa, ficando mais prxima classe dos materiais bioinertes. A

biocompatibilidade dos metais e ligas baseada na formao de uma camada fina e

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aderente de xido estvel. Cada classe de metal deve ter sua composio qumica

bem controlada a fim de que no haja degradao qumica da camada de xido nem

das propriedades mecnicas do metal ou liga metlica. Os principais metais utilizados

como biomateriais so divididos em trs classes: ligas ferrosas (aos inoxidveis),

ligas base de cobalto e ligas base de titnio. Os metais classificados como

bioreativos ficam no limite entre os materiais bioinertes e os bioativos. Esses metais

adquirem bioatividade aps um tratamento de ativao de superfcie do seu xido.

So eles o tinio, o nibio e o tntalo.

B1 AOS INOXIDVEIS

O ao inoxidvel mais utilizado o ao inox 316L, que um ao austentico

endurecvel por encruamento. Esse tipo de ao inox tem baixo teor de carbono

(0,03% mx.), o que confere maior resistncia corroso em meios salinos e ricos em

cloreto. O nquel em sua composio responsvel pela estabilizao da austenita e

resistncia corroso. Sua inoxidabilidade dada pelo teor de cromo. Teores deste

elemento acima de 28% possibilitam a precipitao de Cr23C6 nos contornos de gro,

que seriam stios preferenciais para corroso intergranular. O sobreaquecimento

durante o processo de soldagem de componentes tambm pode produzir corroso

intergranular.

As princiapais limitaes da utilizao de implantes de ao inox so corroso e troca

inica. Os aos inoxidveis sofrem corroso in vivo e liberam ons do tipo Ni2+, Cr3+ e

Cr6+, que podem causar efeitos locais (irritao, inflamao nas reas adjacentes

interface implante-tecido) e sistmicos (efeito txico sobre o organismo).

B2 LIGAS BASE DE COBALTO

As ligas de cobalto mais utilzadas como implantes ortopdicos so: a liga fundida Co-

Cr-Mo (ASTM F75, 1982) e a liga forjada Co-Cr-W-Ni (ASTM F90, 1982). O alto limite

de resistncia e a alta resistncia em fadiga fazem dessas ligas uma boa alternativa

para utilizao em reconstruo de juntas.

B3 TITNIO E LIGAS BASE DE TITNIO

O titnio possui uma combinao de alta resistncia mecnica, alta resistncia

corroso eletroqumica e resposta biolgica favorvel, que fazem com que ele seja o

metal mais utilizado como biomaterial. Dentre as ligas de titnio, a liga Ti-6Al-4V

(ASTM F136, 1984) a mais utilizada em vrias aplicaes, incluindo aplicaes

biomdicas.

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O titnio um metal especial dentre os metais leves como alumnio e magnsio por

sua elevada razo resistncia/peso. O titnio tambm um metal bastante reativo e

em contato com ppm (parte por milho) de O2 ou gua, forma xido de titnio que

pode ser TiO, Ti2O3 ou TiO2, que o mais comum. O TiO2 pode apresentar diferentes

estruturas cristalogrficas, dentre elas, rutilo e anatsio, podendo tambm ser amorfo.

Uma contribuio para a biocompatibilidade do titnio a grande resistncia

corroso que conferida por seu xido, que forma uma pelcula contnua e aderente.

Uma outra contribuio a sua alta constante dieltrica quando comparada com a de

outros xidos. KASEMO E LAUSMAA (1985) atribuem a alta constante dieltrica do

TiO2 biocompatibilidade do titnio, j que as interaes entre os xidos e as

biomolculas so eltricas e o TiO2 cataltico para um nmero de reaes orgnicas

e inorgnicas.

O TiO2 promove foras de Van der Waals maiores do que as dos outros xidos, logo

apresentando propriedades catalticas em diversas reaes qumicas. WILLMANN

(1999) classifica o titnio como bioinerte. Por outro lado, vrios autores (KOKUBO et

al., 1996; SOARES et al.,1997; KIM et al., 1996; YAN et al., 1996) tm demonstrado o

efeito das modificaes de superfcie sobre a bioatividade do titnio. Nesses

substratos, a precipitao de fosfatos de clcio ocorre por adsoro de ons fosfato

hidratados, liberao de prtons dos ons fosfato e adsoro de clcio pelo fosfato. O

TiO2 no pode se recompor em meio anidro, causando a corroso do metal. A

natureza, bem como a composio e espessura da camada do xido depende das

condies do meio circunvizinho. Geralmente, em meio aquoso, o xido presente o

TiO2. No entanto, pode have uma mistura de xidos outros como Ti2O3 e TiO.

Observaes experimentais da interface tecido sseo-Ti mostra um contato ntimo

osso-implante.

O titnio comercialmente puro no to resistente fadiga quanto certos aos e ligas

de titnio. O titnio tem um mdulo de elasticidade intermedirio entre o do aos e o

do osso. Sua resistncia ao impacto comparvel aos aos baixo carbono

temperados e revenidos (METALS HANDBOOK, 1990A). A seleo do parmetro de

propriedades mecnicas mais relevante depende da temperatura de trabalho.

A Tabela 2 mostra comparativamente as propriedades mecnicas do titnio

comercialment puro, da liga de titnio Ti-6Al-4V e do osso cortical. Observa-se que o

mdulo de elasticidade do titnio em torno de 5 vezes o do osso cortical.

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Tabela 2 Propriedades mecnicas de titnio comercialmente puro, Ti-6Al-4V e osso

cortical (METALS HANDBOOK, 1990A; METALS HANDBOOK, 1990B).

MATERIAL PROPRIEDADES MECNICAS

s (Mpa) E (Gpa) TITNIO GRAU 4 550 110

Ti6Al4V RECOZIDA 895 124

OSSO CORTICAL 70 20

A primeira aplicao industrial do titnio foi no incio dos anos 50, na indstria

aeroespacial. Para essa aplicao, a alta resistncia mecnica e baixa densidade

(55% da densidade do ao) foi um fator atraente. Embora a indstria aeronutica

ainda continue a utilizar titnio e suas ligas, a excelente resistncia corroso em

diversos meios incluindo os meios oxidantes ricos em cloretos tem levado aplicao

em outras reas como na medicina e odontologia, em prteses e implantes

endosseos osteointegrados. A resistncia corroso caracterstica do titnio

baseada na formao superficial de um filme de xido aderente e estvel que protege

o interior do material do meio circunvizinho (METALS HANDBOOK, 1990A).

As aplicaes do titnio e suas ligas na rea biomdica incluem desde bombas e

dispositivos de coraes artificiais a aplicaes mais estruturais como parafusos e

pinos em implantes odontolgicos e prteses sseas para braos, pernas e juntas

(METALS HANDBOOK, 1990A). Diversos autores (DE REZENDE et al., 1993;

MOHAMEDI et al., 1995; ROBERTS et al., 1986; ORON, 1995) tm demonstrado a

superioridade do titnio como biomaterial sobre outros metais.

Muitos esforos tm sido concentrados no aprimoramento da osteointegrao. Nesse

sentido, os implantes com superfcies porosas especialmente preparadas tm sido

utilizados para promover o crescimento sseo em direo aos pros do implante.

Dessa forma, obtm-se uma aposio ssea mais forte e mais duradoura. Aplicaes

recentes incluem a utilizao da liga Ti-15Mo-5Zr-3Al como fio para suturas e fixao

de implantes, bem como a explorao do efeito memria-de-forma em ligas Ni-Ti para

criar tenses compressivas a fim de forar a reconstituio de ossos fraturados ou

alargar vasos sanguneos (METALS HANDBOOK, 1990B).

Apesar do carter inerte, casos de dissoluo da camada de xido tm sido

reportados. Estudos recentes esto concentrados no desenvolvimento de

16

propriedades de superfcie anteriormente insero no corpo humano. Como

consequncia, vrias tcnicas de recobrimento tm sido desenvolvidas. Tcnicas de

recobrimento com materiais bioativos como a hidroxiapatita, que um fosfato de clcio

tm sido exaustivamente estudadas. As propriedades fsicas do recobrimento como

tamanho, morfologia, fases presentes, cristalinidade e espessura da camada devem

ser avaliadas. Alteraes introduzidas na camada durante o processo de

recobrimento podem afetar o desempenho do implante.

B4 NIBIO

O nibio, como o tntalo e o titnio, um metal bioreativo. Estudos recentes,

(OGASAWARA et al. 1999A; OGASAWARA et al. 1999B) tm demonstrado o

potencial desse metal em aplicaes biomdicas. Esse potencial pode ser explorado

tanto para aplicaes como substituto ao vandio na liga Ti6Al4V quanto na utilizao

de nibio puro. Estudos complementares ainda so necessrios para que se

caracterize esse metal in vitro e in vivo.

C MATERIAIS BIOATIVOS

O termo bioatividade definido como sendo a propriedade de formar tecido sobre a

superfcie de um biomaterial e estabelecer uma interface capaz de suportar cargas

funcionais (DUCHEYNE E KOHN, 1992). O conceito de bioatividade foi introduzido

com respeito aos biovidros atravs da seguinte hiptese: A biocompatibilidade de um

material para implante tima se o material proporciona a formao de tecidos

normais na sua superfcie e, adicionalmente, se ele estabelece uma interface contnua

capaz de suportar as cargas que normalmente ocorrem no local da implantao

(KOHN E DUCHEYNE, 1992). Trs classes de materiais cermicos parecem cumprir

esse papel: vidros bioativos e vitro-cermicas, cermicas de fosfato de clcio e

compsitos desses vidros e cermicas com fases inertes.

C1 VIDROS BIOATIVOS (BIOGLASS) E VITRO-CERMICAS Os vidros bioativos foram desenvolvidos pelo Prof. Larry L. Hench, que sintetizou

vrios vidros contendo misturas de slica, fosfato, xido de clcio e soda. Esses

materiais foram desenvolvidos para utilizao como implantes e como recobrimento.

Quando imersa em um meio aquoso, a superfcie dos biovidros libera ons Na+, K+ e

Ca2+. Essas espcies so repostas com ons H3O+ da soluo atravs de uma reao

de troca inica que produz uma camada superficial de slica-gel. Uma camada de

17

apatita amorfa se forma no topo da camada de slica gel. Essa hidroxiapatita amorfa

evolui para hidroxiapatita cristalina (KOKUBO, 1993).

C2 FOSFATOS DE CLCIO

Os fosfatos de clcio so materiais cermicos com razes Ca/P variadas. Dentre elas,

as cermicas de apatita so as mais estudadas. Apatita o nome de uma vasta srie

de minerais isomorfos. O nome apatites, do grego, enganadora, justifica as

dificuldades envolvidas na sua identificao devido sua falta de estequiometria. As

apatitas so formadas sob condies variadas, mas comumente ocorrem como

minerais agregados a rochas gneas. Elas tambm ocorrem em rochas sedimentares

marinhas formadas por deposio qumica, em fsseis e em rochas metamrficas.

Variam amplamente em tonalidade, desde o transparente, passando pelo amarelo,

verde, marrom, vermelho e azul. Algumas apatitas exibem um fluorescncia amarela

sob luz ultravioleta. Os cristais so hexagonais, prismticos e podem se tornar

alongados sempre terminando em faces dipiramidais.

As apatitas so definidas pela frmula qumica M10(Y)6Z2 e formam uma gama variada

de solues slidas como resultado da substituio de stios M2+, XO43- ou Z-. As

espcies M2+ so tipicamente ctions metlicos divalentes como Ca2+, Sr2+, Ba2+, Pb2+

ou Cd2+. As espcies Y3- so tipicamente um dos seguintes nions trivalentes: PO43-,

AsO43-, VO43-, CrO43- ou MnO43-. Os nions monovalentes Z- so geralmente F-, OH-,

Br- ou Cl-(KOHN E DUCHEYNE, 1992). O nion divalente CO32- no lugar de Z2 d

origem s carbonatoapatitas.

Os fosfatos de clcio de relevncia biolgica so: fosfato de clcio amorfo, brushita,

monetita, fosfato de clcio octaclcio, fosfato de clcio triclcio, pirofosfato de clcio e

apatita. Dentre as fases minerais presentes em calcificaes normais, ou seja, no

patolgicas, as apatitas so as mais comumente encontradas. Estudos de difrao de

Raios-X e anlise qumica em 1926 identificaram a fase mineral da dentina, esmalte e

osso como sendo fosfato de clcio com uma estrutura de apatita, idealizada como

(Ca)10(PO4)6(OH)2, ou seja: hidroxiapatita. No entanto, tem sido discutida a no

estequiometria bem como a presena de elementos substitutivos na fase mineral do

esmalte, dentina e osso.

Os membros do grupo das apatitas so diferenciados com base nos seus nions

predominantes, isto : fluorapatita (F), hidroxiapatita (OH) ou cloroapatita (Cl), dentre

outros. A hidroxiapatita pura um sal duplo de fosfato triclcio e hidrxido de clcio e

18

tem estequiometria Ca2Ca3(PO4)3OH ou (Ca)10(PO4)6(OH)2. Cada membro pode fazer

uma srie de substituies isomrficas catinicas ou aninicas, levando formao

dos correspondentes isomorfos ou solues slidas. Estas substituies podem ser

isoinicas ou heteroinicas (LEGEROS e LEGEROS, 1993). A Tabela 3 mostra a

frmula molecular e os parmetros de rede dos principais membros da famlia das

apatitas.

Hidroxiapatita (HA), especificamente hidroxiapatita de clcio, um composto de

composio, estequiometria - (Ca)10(PO4)6(OH)2 - e cristalografia definidas. A

hidroxiapatita de clcio pertence ao sistema hexagonal, com grupo espacial P63/m, que caracterizado por uma simetria perpendicular a trs eixos a equivalentes (a1,

a2, a3), formando ngulos de 120 entre si. A sua clula unitria contm uma representao completa do cristal de apatita, consistindo em grupos de Ca, PO4 e OH

empacotados juntos em um arranjo como visto na Figura 5.

Os arranjos atmicos da fluorapatita, Ca10(PO4)6F2 e da cloroapatita, Ca10(PO4)6Cl2,

onde o fluoreto (F) e o cloreto (Cl), respectivamente, substituem o grupo (OH) na

estrutura da apatita so similares. As substituies na estrutura das apatitas nos

grupos (Ca), (PO4) ou (OH) resultam em alteraes nos parmetros de rede e em

algumas propriedades como solubilidade e morfologia, sem mudana significativa na

simetria hexagonal. A maior estabilidade da fluorapatita relacionada a uma

dificuldade de difuso mssica atravs do canal formado pelos ons Z-. Esta

estabilidade refletida na observao da menor solubilidade destas apatitas em

relao s apatitas sintticas sem flor e tambm em relao s apatitas biolgicas.

No caso das cloroapatitas, ocorre perda da simetria hexagonal, exibindo simetria

monoclnica (LEGEROS e LEGEROS, 1993).

TABELA 3 Principais membros da famlia das apatitas (NARASARAJU e PHEBE,

1996).

No. Nome Frmula Molecular Parmetros de rede (nm) a c

1 Hidroxiapatita de Brio Ba10(PO4)6(OH)2 1,019 0,770 2 Cloroapatita Cdmio-

Arsnico Cd10(AsO4)6Cl2 1,007 0,726

3 Hidroxiapatita de Cdmio Cd10(PO4)6(OH)2 0,901 0,661 4 Cloroapatita de Cdmio Cd10(PO4)6Cl2 0,962 0,649 5 Hidroxiapatita de Clcio Ca10(PO4)6(OH)2 0,942 0,688 6 Carbonato Apatitaa Ca10(PO4)6CO3 0,956 0,687

19

7 Cloroapatita Ca10(PO4)6Cl2 0,963 0,678 8 Fermorita Ca10(AsO4)6F2 0,975 0,692 9 Fluorapatita Ca10(PO4)6F2 0,935 0,658 10 Hidroxivanadinita Ba10(VO4)6(OH)2 0,982 0,698 11 Hidroxiapatita de Chumbo Pb10(PO4)6(OH)2 0,990 0,729 12 Magnsio Apatita Mg10(PO4)6(OH)2 0,930 0,689 13 Mimetitab Pb10(AsO4)6Cl2 1,036 0,752 14 Piromorfitab Pb10(PO4)6Cl2 0,995 0,732 15 Hidroxiapatita de Estrncio Sr10(PO4)6(OH)2 0,976 0,728 16 Vanadinita Pb10(PO4)6Cl2 1,047 0,743

aExiste ambiguidade a respeito da frmula molecular bTambm reportados como membros da srie piromorfita

Figura 5 Arranjo atmico da hidroxiapatita (McGREGOR, 1998).

O carbonato, CO32-, pode fazer substituies tanto no grupo da hidroxila OH-

quanto no do fosfato PO43-, designadas como substituies do tipo A ou B,

respectivamente. Estes dois tipos de substituies tm efeitos opostos nos

parmetros de rede (eixos a e c): A substituio do tipo A causa uma

expanso no eixo a e uma contrao no eixo c, ao passo que a substituio

do tipo B causa uma contrao no eixo a e uma expanso no eixo c. As

substituies do tipo B associadas a substituies de Ca2+ por Na+ causam

mudanas morfolgicas nos cristais de apatita: de acicular para bastes e para

20

equiaxiais com aumento do teor de carbonato (LEGEROS E LEGEROS,

1996B). A existncia de cavidades na estrutura cristalina responde pela porosidade e consequente atividade superficial das apatitas (BRANEMARK, 1985). Vrias

substituies que tambm alteram as propriedades das apatitas ocorrem, alm

daquelas mencionadas at aqui. So elas: Ca2+ por Sr2+ e Ca2+ por Mg2+, que causam

uma maior solubilidade das apatitas; quando presentes simultaneamente, os

substituintes podem ter efeitos sinrgicos ou antagnicos nas suas propriedades. O

magnsio e o carbonato tm efeitos sinrgicos sobre a cristalinidade e sobre as

propriedades de dissoluo das apatitas sintticas; magnsio e fluoreto ou carbonato e

fluoreto tm efeitos antagnicos, o efeito do fluoreto sendo o mais dominante

(LEGEROS E LEGEROS, 1996B). A parte inorgnica do tecido sseo consiste em

uma fase amorfa e uma fase cristalina, a primeira sendo fosfato triclcio enquanto que

a ltima hidroxiapatita. A fase amorfa predomina em ossos novos e parcialmente

transformada em fase cristalina com a idade (BRANEMARK, 1985).

As apatitas biolgicas, que compem as fases minerais dos tecidos calcificados

(esmalte, dentina e ossos) e algumas calcificaes patolgicas (clculo dentrio

humano, pedras salivares e urinrias) so geralmente referidas a hidroxiapatitas de

clcio, HA. Porm, diferem da hidroxiapatita pura em estequiometria, composio,

cristalinidade e em outras propriedades fsicas e mecnicas. As apatitas biolgicas

so deficientes em clcio e apresentam substituio pelo carbonato. Estas apatitas

apresentam substituies do tipo B associadas a substituies do Ca2+ por Na+. Esta

dupla substituio necessria para que haja um balano de cargas. Em algumas

espcies de peixe e tubaro, as substituies so do tipo B associada a OH- por F-

(LEGEROS E LEGEROS, 1996B). A Tabela 4 mostra a ocorrncia dos fosfatos de

clcio em sistemas biolgicos. As apatitas biolgicas do esmalte diferem em

cristalinidade e concentrao de elementos minoritrios (principalmente CO32- e Mg2+)

daquelas da dentina e das dos ossos. A apatita do esmalte dentrio a que possui as

menores solubilidade e concentrao de carbonato e magnsio, alm de apresentar o

maior tamanho de cristais (LEGEROS E LEGEROS, 1996B).

21

Tabela 4 Fosfatos de clcio em sistemas biolgicos (LEGEROS, 1991)

Fosfato de clcio Frmula qumica Ocorrncia Apatita (Ca,M)10(PO4,Y)6Z2 Esmalte, dentina, osso,

clculo dental, rochas, clculo urinrio, calcificaes em tecido mole

Octaclcio fosfato, OCP Ca8H2(PO4)6.5H2O Clculo dental e urinrioBrushita, fosfato diclcio di-hidratado, DCPD

CaHPO4.2H2O Clculo dental, condrocalcinose, crystalluria, ossos decompostos

Whitlockita, fosfato triclcio, -TCP

(Ca, Mg)9(PO4)6 Clculo dental e urinrio, pedras salivrias, cries em dentina, cartilagem artrtica, calcificaes em tecido mole

Pirofosfato de clcio di-hidratado

Ca2P2O7.2H2O Pseudo depsitos de em fluidos sinoviais

J que as apatitas biolgicas no so hidroxiapatitas puras, a estrutura exata destes

compostos permanece no identificada, sendo necessria a investigao de apatitas

sintticas para se aproximar das apatitas naturais, mais complexas.

A ligao da hidroxiapatita com o tecido sseo tem se mostrado satisfatria a longo

prazo. No entanto, suas propriedades mecnicas aliadas alta fadiga dos implantes

no permitem que seja usada como forma de ancoragem para implante submetidos a

carregamentos. Desta forma, o recobrimento em materiais de alta resistncia

mecnica tem sido feito atravs de implantes com meios de transferncia de esforos

como poros, lacunas, ranhuras ou superfcies rugosas. Alguns autores tm observado

trincas na interface metal-cermica (KASEMO E LAUSMAA, 1985). A hidroxiapatita

pode ser utilizada como material slido para preenchimento sseo ou como

recobrimento para qualquer tipo de metal.

II.1.2 ESTABILIDADE DOS FOSFATOS DE CLCIO

A insero de um implante no corpo humano causa interaes entre a superfcie do

implante e os lquidos corporais. Na interface, acontecem reaes em escala

molecular do tipo dissoluo de ons do material, desoro, adsoro e desnaturao

de protenas (KLEIN et al., 1993). No caso da superfcie em contato com os fluidos

22

corporais ser um fosfato de clcio, pode ocorrer reabsoro do mesmo ou

transformao em outro fosfato de clcio mais estvel. Os materiais biodegradveis

so utilizados para promover o crescimento de osso. Sua taxa de reabsoro deve

ser igual taxa de crescimento sseo. Os mecanismos de biodegradao dos

fosfatos de clcio permanecem no estabelecidos completamente. A solubilidade dos

fosfatos de clcio geralmente medida em solues tampo. A dissoluo in vitro

depende, dentre outros fatores, do pH, do tipo, da concentrao e do grau de

saturao da soluo tampo, da composio e cristalinidade dos fosfatos de clcio.

A ordem de solubilidade de alguns dos fosfatos de clcio a seguinte: ACP>TTCP>-TCP>-TCP>AP>HA (HELMUS E TWEDEN, 1995). Essa diferena reflete a influncia da composio e das e propriedades cristalogrficas dos fosfatos de clcio.

J que as aplicaes dos fosfatos de clcio envolvem contato com gua e outros

componentes presentes nos lquidos corporais, importante se conhecer a

estabilidade dos mesmos em soluo aquosa.

A. FASES EM EQUILBRIO EM ALTA TEMPERATURA

As condies onde a sinterizao ocorre, envolvem temperaturas entre 1000 e

1500C. A Figura 6 mostra as fases em equilbrio presso atmosfrica, na ausncia de gua: fosfato tetraclcio (C4P), alfa-fosfato triclcio (-C3P), monetita (C2P) e misturas de xido de clcio (CaO) e -fosfato triclcio. Observa-se que a hidroxiapatita no estvel nessas condies. Se a presso de vapor for aumentada

de 0 para 500mmHg, o diagrama de equilbrio ser o mostrado na Figura 7, onde

observam-se uma grande variedade de misturas contendo apatita (Ap) (DE GROOT

et al., 1990).

difcil prever quais fases estaro presentes temperatura ambiente, j que os

diagramas termodinmicos no levam em considerao a cintica.

23

Figura 6 Diagrama de fases do sistema CaO-P2O5 em altas temperatura com

ausncia de gua (DE GROOT et al., 1990).

Figura 7 Diagrama de fases do sistema CaO-P2O5 em altas temperaturas.

pH2O=500mmHg (DE GROOT et al., 1990).

A estabilidade dos fosfatos de clcio temperatura ambiente e em solues aquosas

determinada pelo pH, como ilustrado na Figura 8. Observa-se que em pHs

24

inferiores a 4,8 a fase mais estvel (nas condies da Figura 8) fosfato diclcio,

monetita (CaHPO4), ao passo que em pHs superiores a 4,8 a fase mais estvel a

hidroxiapatita. Fatores como temperatura e potencial aplicado entre eletrodos podem

alterar esses valores de pH. As fases termodinamicamente instveis que so

formadas em altas temperaturas mantm sua composio em temperatura ambiente

graas baixa cintica de reaes de estado slido em baixas temperaturas. Essas

fases reagem somente em sua superfcie, causando o aparecimento de uma fina

camada superficial sobre a fase instvel. As fases instveis mais relevantes so

Ca3(PO4)2 (-fosfato triclcio) e Ca4P2O9 (fosfato tetraclcio). Essas reaes podem ser descritas como (DE GROOT et al., 1990):

4Ca3(PO4)2(s) Ca10(PO4)6(OH)2(s) + 2Ca2+ + 2HPO42-

3Ca4P2(O)9(s) + 3H2O Ca10(PO4)6(OH)2(s) + 2Ca2+ 4OH-

Figura 8 Solubilidade de vrias fases no sistema CaO-P2O5-H2O em funo do pH

(CERAMTEC, 1997).

Vrios ons presentes no meio fisiolgico podem ser incorporados rede da

hidroxiapatita, dando origem s carbonato apatitas, fluorapatitas, apatitas com

substituies parciais de sdio, apatitas com substituies parciais de potssio, dentre

25

outras. Essa incorporao pode dar origem a substituio parcial dos ons. Frmulas

genricas para essas substituies so como (DE GROOT et al., 1990):

Ca10(PO4)6(OH)2-xFx 0

BIOVIDROS PARA PREENCHIMENTO DE DEFEITOS SSEOS

Vidros bioativos e cermicas podem ser usados sob a forma de grnulos ou corpos

porosos em aplicaes onde seja necessrio o crescimento sseo ou como

recobrimentos bioativos em aplicaes como implantes onde uma boa adeso osso-

biomaterial requerida. [2-7] Essa classe de materiais destinada a report tecido

sseo perdido ou guiar o crescimento desse tecido por atravs de uma rea emm um

defeito sseo. Quando um vidro do sistema CaO-P2O5 adicionado hidroxiapatita

(HA) e o material conjugado sinterizado, a fase vtrea reage com a HA. As fases

presentes aps a sinterizao dependero da temperatura de sinterizao, da

composio do biovidro e das fraes HA-biovidro. [7-8] particularmente

interessante haver fases reabsorvveis como os fosfatos triclcios do tipo beta (-TCP) e alfa (-TCP), uma vez que essas fases so mais solveis do que a HA. [7-8] Os materiais porosos cermicos, vtreos e vitro-cermicos podem ser produzidos

atravs de vrias tcnicas como a tcnica da esponja polimrica, processo de agents

espumantes e tcnicas que utilizam aditivos orgnicos. [9-11] O principal requisito

quanto morfologia dos materiais porosos a existncia de porosidade aberta

(inteconectiva) com dimetros de poros superiores a 100 m para permitir vascularizao adequada. [12] Essa interconectividade pode ser alcanada com a

adio de agents porognicos, como aditivos orgnicos ou matrizes porosas. No

entanto, h um compromisso entre porosidade e resistncia mecnica. [9]

Um material compsito denominado hidroxiapatita reforada com vidro, glass-

reinforced hydroxyapatite, GR-HA, produzido pela adio de biovidros HA. As

fases presentes sero funo da composio do biovidro, da frao de biovidro

utilizada e da temperatura de sinterizao. A bibliografia de biovidros e hidroxiapatitas

reforadas com biovidros vasta e aponta a utilizao de materiais com vrias

composies [11-17].

PESQUISA DESENVOLVIDA EM PORTUGAL

O biovidro de frao molar 0.75P2O5-0.15CaO-0.10CaF2 foi produzido atravs da

fuso dos reagentes em cadinho de platina a 1450C durante 1 h. O vidro foi vertido para gua fria e modo em um almofariz de gata. A moagem final ocorreu em um

moinho de bolas do tipo planetrio, em etanol, durante 12 horas. Aps moagem o p

foi seco a 100C durante uma noite e, posteriormente, desagregado em almofariz de

gata e crivado (peneirado) at tamanho inferior a 75m.

27

O biovidro assim produzido serviu de material de base para a produo de

hidroxiapatitas reforadas com biovidro. Os compsitos foram produzidos utilizando-

se hidroxiapatita (Ca10(PO4)6(OH)2) comercial (batch P201, Plasma Biotal; Tideswell,

U.K.) e produzindo-se mistura em etanol em moinho do tipo planetrio durante 12

horas para se homogeneizar a mistura.

O compsito denominado GRHA (glass reinforced hydroxyapatite) foi utilizado para a

produo de biocermicas porosas para preenchimento de defeitos sseos [16-17].

Figura 9 Diagrama para biovidros do sistema CaO-Na2O-SiO2 (L.L.HENCH).

REFERNCIAS BIBLIOGRFICAS

[1] M. H.Prado da Silva, Ph. D. Thesis, Universidade Federal do Rio de Janeiro,

Brazil (1999), 166.

[2] M.P. Ferraz, J.C. Knowles, I. Olsen, F.J. Monteiro, J.D. Santos, Biomaterials 21

(2000) 813-820.

[3] M.P. Ferraz, J.C. Knowles, I. Olsen, F.J. Monteiro, J.D. Santos, J. Biomed. Mater.

Res. 47 (1999) 603.

[4] M.P. Ferraz, F.J. Monteiro, J.D. Santos, J. Biomed. Mater. Res. 45 (1999) 376.

[5] P.L. Silva, J.D. Santos, F.J. Monteiro, J.C. Knowles, Surf. and Coat. Tech., 102

(1998) 191.

[6] Y. Zhang, J.D. Santos, J. Non-Cryst. Solids, 272 (2000) 14.

28

[7] J.D. Santos, R.L. Reis, F.J. Monteiro, J.C. Knowles, G.W. Hastings, J. Mater. Sci:

Mat. Med. 6 (1995) 348.

[8] J.D. Santos, L.J. Jha, F.J. Monteiro, J. Mater. Sci: Mat. Med. 7 (1996) 181.

[9] A.F. Lemos, J.M.F. Ferreira, Mater. Sci. and Eng. 11 (2000) 35.

[10] O. Lyckfeldt, J.M.F. Ferreira, J. Eur. Ceram. Soc. 18 (1998) 131.

[11] J. Saggio-Woyansky, C.E. Scott, W.P. Minnear, Am. Cer. Soc. Bull. 71 (1992)

1674.

[12] K. De Groot; C.P.A.T. Klein; J.G.C. Wolke, J.M.A. De Blieck-Hogervorst, in:

Hand. Bioact. Cer. Vol. 2 CRC Press Boca Raton FL (1990) 3.

[13] J.C. Knowles, J.D. Santos, G.W. Hastings, Patent number WO0068164, 2000.

[14] M. H. Prado da Silva, A. F. Lemos, J. M. F. Ferreira and J. D. Santos, Journal of

Non-Crystalline Solids, 304 (2002), 286.

[15] HENCH, L.L.; ANDERSSON, ., 1993, Bioactive Glass Coatings. In: HENCH,

L.L., WILSON, J. (eds), An Introduction to Bioceramics, 1 ed., chapter 13, Gainesville,

USA, World Scientific.

[16] M. H. Prado da Silva, A. F. Lemos, J. M. F. Ferreira and J. D. Santos, Key

Engineering Materials, 230 (2002), 483.

[17] M. H. Prado da Silva, A. F. Lemos, J. M. F. Ferreira and J. D. Santos,

Proceedings of the European Society for Biomaterials Conference, (2001), T68.

II.2 TCNICAS DE RECOBRIMENTO

Os recobrimentos nos implantes osteointegrados so feitos com duas finalidades

principais: criar uma superfcie bioativa ou aumentar a rugosidade superficial. No caso

da nfase na rugosidade, so feitos recobrimentos com p de titnio por asperso

trmica. Quando o objetivo o aumento da bioatividade, feito o recobrimento com

cermicas bioativas e biovidros. Uma outra aplicao para os recobrimentos com

fosfatos de clcio o recobrimento como transportador de protenas sseas

morfogenticas (DASARATHY et al., 1996).

II.2.1 RECOBRIMENTO COM VIDROS BIOATIVOS

Os recobrimentos com vidros bioativos tm trs objetivos principais:

29

Proteger o substrato de corroso; Proteger os tecidos de produtos de corroso; Fornecer uma ligao interfacial boa com o tecido sseo.

Quatro mtodos so utilizados no processo de recobrimento com vidros bioativos

(HENCH e ANDERSON, 1993):

A. Esmaltagem: nesse processo, o vidro fundido, homogeneizado e resfriado

bruscamente e modo at se transformar em p. Esse p aplicado sobre o metal

atravs de pintura, asperso ou imerso. A camada aplicada aquecida a uma

temperatura acima do ponto de amolecimento do vidro (400-600C) onde o vidro se funde a uma camada de xido do metal formando uma ligao mecnico-

qumica na interface. A superfcie externa do p sinterizada e forma uma

camada coerente de vidro fundida ao metal. A fim de se obter essa camada

aderente, utilizada uma camada intermediria chamada camada de base,

composta por uma mistura de vidro com xido de Co ou Ni, que reage com o

metal, geralmente ao. HENCH e colaboradores falharam na tentativa de

conseguir uma camada de biovidro sobre uma camada de base. Essa falha se

deveu difuso de ons pela camada do biovidro, destruindo sua bioatividade. A

soluo encontrada tem sido a aplicao de duas camadas de vidro no substrato.

A primeira prov ligao interfacial, enquanto a segunda, mantm sua bioatividade.

B. Vitrificao: utilizada principalmente no recobrimento de alumina com biovidros.

Um problema a ser superado a diferena de coeficiente de expanso trmica.

feito um ajuste da composio qumica do vidro, o que destri a bioatividade do

vidro. A soluo aplicar duas camadas: a primeira camada, bastante delgada,

misturada a um solvente orgnico. Aps a queima desse solvente a 650C, o vidro fundido alumina a 1350C durante 15 minutos. O resfriamento causa a formao de ilhas de vidro fundido alumina com um gradiente de Al2O3

difundido para dentro do vidro. Uma segunda camada aplicada e aquecida a

1150C durante 30 minutos seguida de um resfriamento lento para aliviar as tenses entre as duas camadas. A segunda camada tem difuso de alumina

limitada devido temperatura de tratamento mais baixa. Logo, essa camada

mantm sua bioatividade. A limitao desse processo reside na possibilidade de

ocorrncia de trincas, o que causa o desprendimento de lascas do recobrimento.

30

C. Asperso trmica chama: o aparato para esse processo consiste basicamente de

uma tocha da mistura oxignio-hidrognio ligada a um alimentador de p, que

passa por uma tocha na faixa de 3000C. O p rapidamente aquecido e fundido se choca contra o substrato onde se vitrifica. O controle das variveis de faixa de

amolecimento do vidro, taxa de tmpera e viscosidade do vidro produzem uma

camada lisa e livre de bolhas.

D. Imerso rpida: o substrato aquecido para formar uma camada espessa de

xido. A seguir, o metal imerso em um recipiente com biovidro fundido. O xido

dissolvido no vidro formando uma ligao aderente entre o substrato e o biovidro.

Nesse processo, possvel o ajuste da contrao do substrato metlico

contrao do vidro. O problema do recobrimento com biovidros que a estrutura

do biovidro permite o transporte de ons. Essa peculiaridade permite que se forme

uma camada de carbonato apatita, criando stios de ligao para o colgeno. Essa

rede aberta tambm permite a liberao de ons de Fe, Mo, Cr, Co, Ni, Ti ou Ta.

Se esses ctions estiverem presentes, eles reagem rapidamente com a superfcie

e previnem a formao da camada de fosfato de clcio e sua recristalizao em

carbonato apatita, o que inibe ou elimina a bioatividade do vidro.

II.2.2 RECOBRIMENTOS COM FOSFATOS DE CLCIO

O termo recobrimento com hidroxiapatita deve ser utilizado somente quando se tem

certeza da composio exata do fosfato de clcio em questo. Mesmo considerando-

se uma nica tcnica, por exemplo, asperso trmica, camadas com propriedades

bastante distintas podem ser obtidas. Isso vai depender dos parmetros operacionais

do processo e essa heterogeneidade pode influenciar as propriedades de dissoluo

das camadas (PASCHALIS et al., 1995). Outros autores reportaram tcnicas de

recobrimento que produzem camadas mais homogneas e menos espessas do que as

produzidas por asperso trmica (ZHOU et al., 1996; DEPTULA et al., 1996;

MIZUSHIMA et al., 1996; ANDERSON et al., 1997).

As propriedades mecnicas das biocermicas so limitadas em relao a solicitaes

em trao. Para superar essa limitao, so feitos recobrimentos de metais com

biocermicas, ao invs de confeccionar-se o implante com a biocermica. Esses

recobrimentos so feitos atravs de vrias tcnicas, dentre elas: banho do metal em

cermica fundida, asperso trmica, deposio por eletroforese, deposio por

presso isosttica a quente e deposio por bombardeio inico assistido (KLEIN et al.,

31

1993; DE GROOT, 1998, DE ANDRADE et al., 1998A, DE ANDRADE et al., 1998B;

DE ANDRADE et al., 1999).

A. DEPOSIO POR LASER PULSADO

A deposio por laser pulsado feita irradiando-se um um pedao de hidroxiapatita

colocado em uma cmara de vcuo com pulsos de uma fonte de laser. A cmara

evacuada a 10-6mbar e preenchida com vapor dgua at que se alcance a presso de

trabalho (0,45mbar). O feixe de laser, (ArF, =193nm), operando a uma taxa de repetio de 20Hz, focado sobre o pedao de hidroxiapatita, alcanando uma

densidade de energia de 0,8mJcm-2. As placas de titnio so colocadas a uma

distncia de 5mm da hidroxiapatita e mantido a 455C durante a deposio por meio de uma lmpada de halognio. O substrato desengordurado com acetona e

passivado com cido ntrico em soluo aquosa em banho ultra-snico. A

hidroxiapatita depositada sobre o implante de titnio seguindo os contornos do

implante (GARCA-SANZ et al., 1997).

B. BANHO DE METAL EM CERMICA FUNDIDA

O banho em cermica fundida envolve a fuso da cermica e a imerso do implante

nesse banho. Como desvantagem, tem-se as altas temperaturas envolvidas, o que

pode causar a degradao da cermica e alteraes no metal base. Uma outra

desvantagem a dificuldade em se recobrir pequenos poros no metal.

C. DEPOSIO POR PROCESSOS ELETROQUMICOS

Exitem vrios processos eletroqumicos de deposio que oferecem uma alternativa

aos processos que envolvem altas temperaturas e equipamentos caros. Os principais

processos eletrolticos so:

C.1 DEPOSIO POR ELETROFORESE

A deposio por eletroforese envolve a aplicao de um campo eltrico a uma

suspenso de partculas de hidroxiapatita em lcool ou gua. Nesse mtodo, a

alterao do material de partida mnima. Uma aplicao desse mtodo em

implantes com superfcies irregulares ou porosas, onde outros processos no

alcanariam. No entanto, como as partculas so depositadas individualmente, sem

ligao umas com as outras, necessrio que se faa a sinterizao do implante

32

recoberto. A ligao com o implante fraca. Logo, esse mtodo mais aplicado a

implantes onde a presena do recobrimento necessria somente durante um curto

perodo de tempo, como implantes porosos. Vrios autores (MODGIL e

DAMODARAN, 1993; ASAOKA, 1996; ASAOKA et al., 1996) reportaram a obteno

de depsitos uniformes sobre substrato de titnio. No entanto, a adeso aparece

como fator limitante desse processo. Em trabalho recente, (PRADO DA SILVA et al.

1998; GIBSON et al., 1999), foi desenvolvida uma tcnica eletroltica de recobrimento

com hidroxiapatita que promove camadas com maior aderncia ao substrato do que

aquelas obtidas pelo processo de eletroforese.

C.2 DEPOSIO ELETROLTICA

Os processos eletrolticos de deposio de fosfatos de clcio so relativamente

simples, rpidos e envolvem baixos custos. O substrato, geralmente titnio, utilizado

como catodo ao passo que utiliza-se como anodo geralmente platina. Os dois

eletrodos so imersos em um eletrlito contendo ons Ca2+ e PO43- e ligados a uma

fonte que aplica uma diferena de potencial entre eles. O processo pode ser

conduzido com ou sem agitao mecnica e a vrias temperaturas. A boa adeso do

depsito ao substrato aparece como uma das principais vantagens dos processos

eletrolticos (DASARATHY et al., 1996; PRADO DA SILVA et al., 1998; GIBSON et al.,

1999).

REDEPENNING et al. (1996) obteve um depsito de brushita sobre titnio puro que foi

posteriormente convertido em hidroxiapatita. Esse resultado serviu de base para o

desenvolvimento da tcnica de deposio de hidroxiapatita em substrato de titnio

pelo processo eletroltico utilizada nesse trabalho (PRADO DA SILVA et al., 1998;

GIBSON et al., 1999; DA SILVA et al., 1999A). A composio qumica, morfologia e

adeso dos fosfatos de clcios depositados pelos processos eletrolticos so

dependentes de vrios fatores, dentre eles o valor de pH da soluo

(SHIRKHANZADEH, 1998; ASAOKA, 1996; ASAOKA et al., 1997).

D. DEPOSIO BIOMIMTICA

O processo de deposio biomimtica se baseia na precipitao heterognea sobre

substratos de titnio ativados. A superfcie do titnio tratada em uma soluo

alcalina, geralmente NaOH, e posteriormente tratada termicamente. Esse

procedimento ativa a superfcie do metal, acelerando a nucleao e crescimento de

fosfatos de clcio (SOARES et al., 1997; DE ANDRADE et al., 1998A). A nucleao e

33

crescimento do recobrimento de apatita se d aps imerso em uma soluo salina

balanceada (soluo de Hanks ou SBF), a 37C por vrios dias (DE GROOT, 1998). Esse processo se assemelha ao processo de biomineralizao ssea (LAYROLLE et

al., 1998).

E. DEPOSIO POR PRESSO ISOSTTICA A QUENTE

Nesse mtodo, o p do material que vai recobrir o metal prensado a quente para se

densificar. Para garantir uma presso uniforme sobre a superfcie do metal, utilizado

um material para encapsular, geralmente um metal nobre. Uma vantagem desse

mtodo a utilizao de temperaturas inferiores s temperaturas utilizadas na

sinterizao, j que as temperaturas nesse processo so inferiores a 900C. Esse fato contribui para que as propriedades do substrato metlico e do p prensado no sejam

alteradas. WIE et al. (1995), comparando implantes recobertos por esse processo e

por asperso trmica, reportou a ausncia de decomposio da hidroxiapatita em

fases secundrias.

F. DEPOSIO POR BOMBARDEIO INICO

Os mtodos de deposio por bombardeio de feixe inico e bombardeio por

radiofrequncia consistem no bombardeio de um metal alvo por um feixe inico em

uma cmara de vcuo. Os alvos do material a recobrir so bombardeados formando

um filme fino sobre o metal. No caso do recobrimento com hidroxiapatita, os tomos

individuais de Ca, P, O e H so depositados formando um material amorfo.

requerido um tratamento trmico para fornecer energia suficiente para que haja

formao da hidroxiapatita cristalina. Essas camadas geralmente tm melhor adeso

e melhores propriedades mecnicas do que as camadas mais espessas. No entanto,

ainda so necessrios estudos indicativos da durabilidade de camadas com

espessuras inferiores a 1m no corpo humano (LACEFIELD, 1993). Vrios mtodos alternativos tm sido testados no sentido de reproduzir as apatitas biolgicas. Em

estudo recente, Yamashita et al. (1996) reportaram o desenvolvimento de um mtodo

de deposio de apatita carbonatada do Tipo B, que bastante semelhante s

apatitas encontradas no esmalte dentrio e no osso cortical.

34

G. ASPERSO TRMICA

As tcnicas de asperso trmica consistem em aspergir p de um material sobre o

substrato metlico. Uma tocha utilizada para acelerar as partculas em direo ao

alvo. O processo pode ser feito com a utilizao de uma tocha de oxignio a alta

velocidade ou com uma tocha de plasma (gs ionizado). No primeiro processo,

temperaturas mais baixas so utilizadas, o que evita a degradao da camada. Uma

outra vantagem que a maior velocidade permite que as partculas penetrem em

irregularidades do implante. O processo de asperso trmica a plasma (plasma

spraying) o mais estabelecido e o mais utilizado comercialmente de todos os

mtodos citados. Nesse processo, uma tocha de gs ionizado empregada. A Figura

10 ilustra esquematicamente o processo de asperso trmica a plasma. O gs

utilizado geralmente argnio que ionizado ao passar pela zona de descarga de alta

temperatura. Um plasma mais quente pode ser produzido atravs de pequenas

adies de hidrognio ou outros gases. A zona de descarga gerada por um arco de

corrente que formado entre um anodo de cobre e um catodo de tungstnio. O bico

do canho de plasma mantido refrigerado a gua j que as temperaturas so da

ordem de 10000C. Como o perodo em que as partculas ficam na zona quente muito curto, a fuso das partculas somente parcial (LACEFIELD, 1993).

Figura 10 Esquema de recobrimento por asperso trmica a plasma.

35

As principais variveis no recobrimento por plasma so:

distncia do substrato tocha de plasma; corrente; distncia entre anodo e catodo; mistura gasosa empregada; posio em que as partculas entram no plasma.

Apesar da alta temperatura do processo, o substrato fica a uma temperatura

relativamente baixa, da ordem de 300C, o que representa uma vantagem j que o substrato metlico no sofre alteraes mecnicas. O recobrimento com hidroxiapatita

feito geralmente sob presso atmosfrica, ao passo que recobrimentos com ps

metlicos so feitos sob vcuo ou em atmosferas inertes. No recobrimento com

hidroxiapatita, as partculas so 100% cristalinas, na faixa de 20-40m. Quando estas colidem com o substrato, so deformadas em um formato caracterstico chamado

splats, que consistem em partculas espraiadas sobre a superfcie. A espessura final

do recobrimento costuma ser da faixa de 40-60m. Essa camada geralmente contm pores considerveis de fosfatos de clcio amorfos e uma pequena poro de fases

cristalinas como hidroxiapatita. possvel aumentar-se a cristalinidade e a resistncia

da ligao da camada ao substrato atravs de tratamentos trmicos. No entanto, esse

tratamento nem sempre vivel por vrias razes: efeitos adversos no substrato,

custos adicionais ao processo e possibilidade de contaminao da hidroxiapatita

(LACEFIELD, 1993). O recobrimento resultante no sofre delaminao porque a

mesma composta de uma infinidade de microtrincas. Microscopicamente, o

recobrimento por asperso trmica consiste em vrias reas aderidas ao substrato.

Logo, quando o mesmo se deforma, no ocorre delaminao da camada como um

todo (WILLMANN e WIMMER, 1993).

No processo de plasma, no h restries quanto natureza do metal a ser recoberto;

o nico requisito que a superfcie metlica seja rugosa. Para materiais polimricos,

no entanto, h restries quanto temperatura do processo, j que altas temperaturas

podem acarretar degradao das propriedades do polmero e estas podem

comprometer a biocompatibilidade (WILLMANN, 1997).

Os recobrimentos com hidroxiapatita so, de maneira geral, regidos pela norma ASTM

F 1185-88, que estabelece a faixa de 50-250m para a espessura da camada

36

depositada. No entanto, ainda h muita discusso sobre normalizao (LEMONS e

GREENSPAN, 1993). WILLMANN e WIMMER (1993) estabeleceram que quanto

maior a espessura, menor ser a resistncia da camada. Esses autores encontraram

valores superiores a 35MPa para camadas de espessura de 200m e superiores a 90Mpa para espessuras de 50m, confirmando a tendncia do aumento da resistncia mecnica das camadas com a diminuio da espessura das mesmas. Se o processo

de asperso trmica for bem controlado, a camada de hidroxiapatita deve exibir as

seguintes propriedades:

A percentagem de fases minerais deve ser superior a 98%;

A camada dever exibir uma porosidade aberta;

A resistncia ao cisalhamento dever ser superior a 35MPa para espessura de 200m.

A Tabela 5 lista algumas propriedades importantes dos recobrimentos de

hidroxiapatita produzidos por asperso trmica.

Tabela 5 Propriedades tpicas da hidroxiapatita cermica (WILLMANN e WIMMER,

1993).

Propriedades Valores Padro Observaes

Densidade terica 3,16g/cm3 Valor ideal, raramente obtido na prtica

Resistncia compresso 100-200MPa

Resistncia flexo 100MPa mx.

Considerando-se a densidade terica de

3,16g/cm3

Tenacidade fratura 1MPa m1/2 Frgil como vidro de janela

Mdulo de Young 100GPa mx. Sob alta densidade

Dureza 500 HV (valor padro)

Expanso trmica 11x10-6K-1

Ponto de fuso 1650C Decomposio!

Resistncia corroso Aumenta em pHs altos

37

II.3 IMPLANTES ODONTOLGICOS

As razes pelas quais so empregados procedimentos cirrgicos reconstrutivos

que envolvem implantes variam consideravelmente mas podem ser identificadas como

(WILLIAMS, 1992B):

substituio de um dente perdido por crie, doena periodontal ou trauma; substituio de osso perdido por um processo de reabsoro relacionado a

distrbios nos campos de tenso ou periodontite induzida por bactria;

perda tecidual devido a tumores;

Trs tipos principais de implantes tm sido usados: totalmente sepultos, subperisticos

e endosseos (DE GROOT, et al. 1990).

Implantes totalmente sepultos: a no existncia de evidncias cientficas que justificassem essa tcnica fez com que cassem em desuso;

Implantes justa-sseo ou subperisticos: Consistem em uma estrutura fundida moldada ao osso maxilar, com projees na cavidade oral, onde fixada a

prtese. So utilizados principalmente em mandbula atrfica. Essa tcnica

permite bons resultados a curto prazo. A interface osso-implante do tipo fibrosa,

o que faz com que em perodos acima de 15 anos, a ocorrncia de fracasso seja

grande;

Implantes endsseos: os implantes osteointegrados so inseridos no osso maxilar ou mandibular. Esses implantes podem ser recobertos ou no com materiais

bioativos e a cirurgia de implantao pode ser feita em uma ou duas etapas.

Esses implantes foram desenvolvidos por P. I. BRANEMARK e colaboradores e

levou ao desenvolvimento de diferentes geometrias (DE GROOT, et al. 1990). A

maior quantidade de informaes clnicas slidas est relacionada ao sistema

sueco Branemark de implantes osteointegrados.

II.3.1 CLASSIFICAO DOS IMPLANTES ENDOSSEOS:

A. QUANTO GEOMETRIA E AO ACABAMENTO DA SUPERFCIE

Os implantes endosseos do tipo osteointegrados oferecem um alto ndice de

sucesso, de forma que existe no mercado um grande nmero, que continua

38

crescendo, de sistemas de implantes. Esses implantes podem ter a forma de cilindros,

lminas, parafusos, cones, ou at mesmo imitar a geometria da raiz de um dente.

Os primeiros implantes utilizados tinham o formato de lminas com furos ou

reentrncias para promover aposio mecnica do tecido sseo e eram

genericamente conhecidos como blade vent. Esses implantes eram inseridos em

cavidades cuidadosamente preparadas no osso do paciente. Aps o fracasso dos

implantes blade-vent, surgiram os implantes transsseos (atravessavam a mandbula),

que se assemelhavam a um grampo mandibular. Esse tipo de implante era restrito

mandbula e requeria espessura ssea adequada. Uma grande desvantagem era o

alto risco de infeco.

O implante de desenho cilndrico ou cnico atualmente sinnimo de implante

odontolgico. O implante cilndrico pode ser rosqueado ou no. Quanto ao

acabamento superficial, os implantes podem ser de titnio puro ou recobertos, sendo

que os implantes de titnio puro podem ser lisos ou rugosos. Os recobrimentos so

geralmente feitos com material bioativo, principalmente hidroxiapatita. No entanto, so

encontrados tambm implantes recobertos com p de titnio por asperso trmica a

plasma, visando o aumento da rugosidade superficial. Os implantes de titnio puro

rugosos recebem vrios tipos de tratamentos de superfcie para criar essa rugosidade,

como jateamento com partculas duras de xidos e ataques qumicos com cido. Os

xidos mais utilizados no jateamento so Al2O3, SiO2 e TiO2. A Figura 11 apresenta

algumas das vrias geometrias de implantes disponveis atualmente.

Figura 11 Principais geometrias e acabamentos superficiais de implantes disponveis

(SPIEKERMANN, 1995).

39

B. QUANTO FIXAO AO OSSO

Quanto fixao ao osso, os implantes odontolgicos do tipo osteointegrados

podem ser classificados em quatro categorias principais: implantes do tipo 1, que so

aqueles feitos de material inerte e que no fazem nenhuma ligao com o osso;

implantes do tipo 2 so os implantes porosos, onde o osso cresce por entre as

reentrncias, promovendo uma fixao mecnica. Os implantes do tipo 3 so

bioativos e formam ligao com o osso atravs de reaes qumicas na interface. No

tipo 4 recaem os implantes reabsorvveis, que aps algum tempo de insero, so

substitudos pelo osso (HENCH e WILSON 1993).

Implantes do tipo 1: esses implantes so feitos de materiais inertes e no fazem nenhuma ligao com o osso. A interface osso-implante consiste em tecido fibroso e

esse tipo de implanta no apresente estabilidade a longo prazo.

Implantes do tipo 2: essa categoria abrange implantes feitos de materiais bioinertes e implantes feitos de materiais bioativos. Nessa categoria de implantes, se enquadram

os implantes de cermicas porosas e recobertos com hidroxiapatita sobre metais

porosos. Neste caso, a ligao com o osso mais complexa e envolve fatores

mecnicos e de bioatividade. Esse tipo de ligao comumente chamado de fixao

biolgica. Uma limitao desse tipo de implantes quanto ao tamanho mnimo dos

pros. Estes devem possuir dimetro superior a 100m, que o tamanho de pro mnimo necessrio para que os capilares supram o tecido que crescer dentro dos

pros.

Implantes do tipo 3: esses implantes fazem um tipo de fixao que intermediria entre os implantes reabsorvveis e os bioinertes. Nesses implantes, formada uma

camada de carbonato apatita que equivalente em composio e estrutura fase

mineral do osso. Essa camada cresce como aglomerados policristalinos e fibras de

colgenos so incorporadas estrutura, ligando o implante inorgnico aos tecidos. A

interface gerada bastante semelhante quela que ocorre entre o osso e os tendes e

osso e ligamentos, tanto em termos de constituintes quanto em termos de distribuio

de tenses.

Implantes reabsorvveis do tipo 4: os implantes reabsorvveis so projetados para se degradarem a uma taxa igual taxa de reparao do organismo. O resultado final

deve ser uma camada muito fina ou inexistente do material reabsorvvel. A limitao

40

desse tipo de implante a obteno de um bom desempenho mecnico durante o

perodo de regenerao, ou seja: bom desempenho mecnico a curto prazo. Os

melhores materiais para implantes reabsorvveis so: fios de sutura compostos de poli

(cido ltico) ou poli (cido gliclico), que so metabolizados em dixido de carbono e

gua; fosfato triclcio, que decomposto em sais de clcio e fosfato e podem ser

usados para preenchimento sseo.

C. QUANTO CIRURGIA

Os implantes odontolgicos podem ser classificados, quanto aos estgios de cirurgia,

em implantes de 1 ou 2 estgios cirrgicos.

Implantes de 1 estgio: os implantes de 1 estgio so inseridos no leito receptor e de l emerge para a cavidade oral. O tecido gengival que recebeu a inciso para se ter

acesso ao osso suturado cuidadosamente ao redor do implante. O implante

permanece sem carregamento durante o perodo de regenerao ssea at que seja

inserida a prtese sobre a poro do implante que est exposta. Um exemplo de

implante de um estgio o implante Tbingen, que feito de alumina pura e tem a

geometria de cones que do ao implante um aspecto de degraus decrescentes. A sua

superfcie contm ranhuras longitudinais e pros circulares, para promover aposio

mecnica de osso. Esse sistema de implantes utilizado principalmente em

substituies de dentes unitrios. A maioria dos implantes cilndricos feita de titnio

puro ou de liga de titnio, especialmente a liga Ti-6Al-4V. Um exemplo de implante

cilndrico de 1 estgio o sitema ITI, que de titnio puro de superfcie porosa

(WILLIAMS, 1992B).

Implantes de 2 estgios: os implantes desse tipo so inseridos no leito receptor, porm ficam totalmente submersos na mucosa. Esses implantes permanecem assim,

protegidos de solicitaes mecnicas e de interaes com o meio exterior enquanto o

tecido sseo se regenera. Esse perodo varia de 16 a 18 semanas para osso

mandibular e 20 a 24 semanas para maxila. Aps esse perodo, a mucosa reaberta

e a prtese fixada sobre o implante.

O exemplo mais notrio de sistema de implante de dois estgios e o sistema

Nobelpharma (Branemark). Esse implante um cilindro rosqueado confeccionado em

titnio comercialmente puro. Esse sistema de implante recomendado para pacientes

totalmente edntulos. Para cada arcada, so indicados em torno de seis implantes,

41

dependendo da anatomia de cada paciente. O acesso ao osso feito com uma broca,

sob baixa rotao e irrigao farta, para evitar sobreaquecimento e subsequente

necrose do tecido sseo. O furo ento rosqueado com o auxlio de um macho e os

implantes so inseridos. O torque utilizado na insero dos implantes deve ser

minimizado e uma pequena cobertura colocada sobre as terminaes de cada

implante. A cavidade fechada e o implante permanece protegido durante o perodo

de regenerao. Aps o perodo de regenerao, as coberturas so removidas e so

colocados abutments, que so os componentes que fazem a ligao do implante com

a prtese. A mucosa suturada ao redor dos abutments e o tratamento prottico

comeado poucas semanas mais tarde. A Figura 12 apresenta os componentes

bsicos do sistema Branemark

Figura 12 Componentes de um sistema Branemark: (a) implante, (b) pilar prolongador,

(c) parafuso do pilar, (d) cilindro de ouro, (e) parafuso de ouro (SPIEKERMANN,

1995).

O sistema Core-Vent, projetado tanto para substituies de dentes unitrios quanto

para pacientes totalmente edntulos, confeccionado com uma liga de titnio com

superfcie porosa. A Figura 13 apresenta alguns sistemas de implantes do tipo core-

vent.

42

Figura 13 Sistema de implantes Biolox e Oraltronics (SPIEKERMANN, 1995).

O sistema IMZ tambm emprega implantes cilndricos para substituies unitrias ou

mltiplas. Porm, esse sistema possui algumas caractersticas peculiares: esses

implantes so multi-componentes e possuem um componente polimrico que

projetado para conferir ao conjunto um grau de resilincia. O sistema Calcitek

Omnilock possui implantes cilndricos recobertos com hidroxiapatita. Esses implantes

apresentam perfuraes na extremidade para promover fixao mecnica. As Figuras

14 e 15 apresentam vrios sistemas de implantes que utilizam cilindros lisos e

rosqueados.

Figura 14 Implantes cilndricos: (a) IMZ, (b) Calcitek, (c) Frialit-1, (e) Frialit-2

(SPIEKERMANN, 1995).

Figura 15 Implantes cilndricos rosqueados: (a) antigo ITI de pea nica, recoberto por

plasma de titnio, (b) implante de Ledermann, jateado e posteriormente atacado com

cido, (c) Branemark, (d) implante ITI, recoberto por plasma de titnio

(SPIEKERMANN, 1995).

43

II.4 INTERAES OSSO-IMPLANTE O primeiro tecido a entrar em contato com o implante o sangue, cujo volume

envolvendo o implante vai variar em funo da geometria do implante e do stio

cirrgico. O cogulo sofrer uma srie de eventos biolgicos que terminaro na

formao de tecido sseo ao redor do implante. O implante entrar em contato com

percentagens variveis de osso cortical, osso trabecular e medula ssea. Algumas

reas estaro comprimindo o tecido sseo enquanto outras estaro em contato com

sangue e uma variedade de clulas. Essa caracterstica aponta para o fato de haver

na verdade vrias interfaces com o implante(MASUDA et. al., 1997).

As clulas no vem um material nu in vivo ou in vitro. A todo momento, o material

est condicionado pelos componentes do fluido onde est inserido, seja soro, saliva,

ou meio de cultura de clulas. A superfcie do biomaterial estar coberta com uma

mistura de lipdios, acares, ons e protenas especficos para a composio qumica,

topografia e a densidade de carga do substrato. As caractersticas da superfcie

determinaro quais molculas iro adsorver, ao passo que a natureza e orientao

dessas biomolculas tero consequncias diretas no recrutamento, ancoragem,

proliferao e diferenciao das clulas. A ancoragem das clulas requer a presena

de protenas de ligao especficas, enquanto a proliferao e diferenciao requerem

que fatores de crescimento e citocinas estejam presentes (BOYAN et al., 1996).

Para um entendimento das interaes dos diferentes biomateriais com os tecidos

hospedeiros, necessrio um estudo do fenmeno da osteointegrao, da fisiologia

do osso e das propriedades que regulam a ligao osso-implante.

II.4.1.1 EMBASAMENTO CELULAR DA OSTEOINTEGRAO

Foi destacado que uma das condies indispensveis ao sucesso da osteointegrao

a presena de tecido sseo vivel. portanto necessria a presena das clulas

que tomam parte nesse processo. So elas: osteoblastos, osteoclastos, ostecitos e

clulas indiferenciadas, precursoras dos osteoblastos. Estas ltimas sero

estimuladas para a induzir formao de tecido sseo (osteognese).

44

Quando o osso traumatizado por ocasio da insero do implante, ocorre a

formao de um cogulo. Portanto, necessrio tambm a formao de uma certa

quantidade de tecido mole (capilares). O trauma operatrio ir sensibilizar clulas que

iro liberar determinados fatores de crescimento que estimularo novas clulas. O

equilbrio entre a formao de tecidos moles e de novo osso influenciado pelos

mediadores liberados por estas clulas. Esse equilbrio entre os elementos teciduais

envolvidos que dita o sucesso ou no da reparao. Influncias externas como

aplicao de carregamento antes do tempo, alteraes de pH ou da saturao de O2

podem perturbar a reparao ssea (MASUDA et al., 1998).

Ao mesmo tempo em que a injria estimula a resposta reparao, um trauma muito

severo pode levar a danos permanentes nos tecidos, impedindo a reparao.

Existem trs diferentes linhas que postulam que o estmulo adequado reparao

ssea baseia-se no contato: clula-clula, molculas solveis da matriz ou potenciais

eltricos gerados por tenses. No primeiro caso, acredita-se que as clulas so

capazes de emitir um sinal qumico que ir influenciar as clulas adjacentes

indiferenciadas a se diferenciarem em pr-osteoblastos. Portanto, segundo essa

teoria, haveria uma competio entre os fatores de reparao dos tecidos envolvidos.

No segundo caso, a substncia bsica enfatizada. Dessa maneira, as clulas

indiferenciadas seriam estimuladas pelos componentes da matriz. A terceira teoria a

de que o sinal eltrico liberado pelo efeito piezoeltrico do osso v deflagrar a resposta

reparao (HOBKIRK e WATSON, 1996).

Para uma compreenso mais ampla do fenmeno da osteointegrao bem como dos

fatores que podem favorec-la, preciso um estudo dos materiais em questo, que

so: tecido sseo, lquidos corporais e o material da superfcie de implantes. Esse

estudo abrange reas multidisciplinares que envolvem biologia, odontologia

engenharia de materiais, qumica, engenharia mecnica, entre outr