APOSTILA DE BIOMATERIAIS

Marcelo Henrique Prado da Silva

I INTRODUOA 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. 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 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

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

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II REVISO BIBLIOGRFICA II.1 BIOMATERIAISOs 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, noantignico e no-mutagnico. Em aplicaes sangneas, eles devem tambm ser

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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 Sintticos No degradveisAcrlicos Epoxies Fluorcarbonetos Hidrogeis Poli acetatos Poli amidas Poli amida elastomrica Poli carbonatos Poli steres Poli sters elastomricos Poli eteracetonas Poli imidas Poli (metacrilato de metila) Poli metil-penteno Poli olefinas Poli olefina elastomricas Filmes de poli olefina de alta cristalinidade Poli sulfonas Poliuretanos Poli cloreto de vinila Silicones Polietileno de ultra alto peso molecular

APLICAESSuportes para dispositivos extra-corpreos Suportes, compsitos de fibras Enxertos vasculares, camadas em catter, remendos periodontais, remendos abdominais Camadas para catter, antiadesivos Estruturas para vlvula cardaca, partes estruturais Suturas Catter, curativos para ferimentos Suportes para dispositivos extra-corpreos Enxertos vasculares, bales para angioplastia Catters Componentes estruturais, dispositivos ortopdicos Componentes estruturais, catters Cimento sseo, lentes intra-oculares Suportes para dispositivos extra-corpreos Suturas, bales para angioplastia, catters Tubos, coraes artificiais, catters Bales para angioplastia Componentes de sutura, dispositivos ortopdicos Catters, coraes artificiais, curativos Tubos, bolsas sangneas Juntas para dedos, catters, vlvulas cardacas, curativos Clice acetibular, tecidos de alta resistncia Peptdeos de adeso celular e liberao controlada Liberao controlada Suturas, liberao controlada Suturas, liberao controlada, placas sseas Liberao controlada, placas sseas Liberao controlada Camadas, reconstruo de tecidos moles Implantes sseos, cirurgia reconstrutiva

BioreabsorvveisPoli aminocidos - 4 -Poli anidridos Poli caprolactonas Copolmeros de poli cido ltico/cido gliclico Poli hidroxil butiratos Poli ortosteres Colgeno Hidroxiapatita de baixa densidade

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MATERIAL Materiais biologicamente derivadosArtrias e veias bovinas Pericrdio bovino Ligamentos bovinos Tendes bovinos Osso bovino liofilizada Osso bovino descalcificado Cordo humbilical humano Vlvula cardaca porcina

APLICAESEnxertos vasculares Substitutos de pericrdio, vlvulas cardacas Ligamentos Tendes Implantes sseos Implantes sseos Enxertos vasculares Vlvulas cardacas Camadas de enxerto vascular, agente de contraste ultrasnico Membranas para hemodilise Membranas para hemodilise Experimental, camadas, liberao controlada Camadas, curativos, rgos hbridos Camadas Camadas para coraes artificiais Camadas, antiadesivo, anti-inflamatrio ocular e de junta Lipossomos, camadas experimentais tromboresistentes Suturas, camadas experimentais de protenas do tipo seda Tromboresistncia Adsorve albumina para tromboresistncia Arraste reduzido para catters Arraste reduzido para catters Tromboresistncia Lubrificante para agulhas e catters Recobrimentos em implantes edsseos Tromboresistncia Resistncia infeco Adeso celular melhorada Adeso celular melhorada Tromboresistncia Adeso celular melhorada Tromboresistncia Microcirurgia para anastomose de vasos Camada de enxerto vascular, microcirurgia Adeso celular melhorada

Macromolculas bioderivadasAlbumina liofilizada Acetatos de celulose Celulose de cupramnia Quitosana Colgeno Elastina Gelatina liofilizada cido hialurnico Fosfolipdios Seda

Recobrimentos passivosAlbumina Cadeias de alcanos Fluorcarbonos Hidrogels Silicones livres de slica leos de silicone

Recobrimentos BioativosHidroxiapatita Angicoagulantes (ex.: heparina e hirudina) Antimicrobianas Peptdeos aderentes a clulas Protenas aderentes a clulas Superfcies carregadas negativamente Camadas polimerizadas por plasma Trombolticos

Tecidos adesivosCianoacrilatos Cola de fibrina Cola de molusco

Metais e Ligas MetlicasLigas cobalto-cromo, ligas nquel-cromo, Arames guias, vlvulas de corao mecnico, orifcios e ligas nitinol, (ligas efeito memria de forma), braos, vlvula de corao biolgico implantes ortopdicos e aos inoxidveis, tntalo, titnio e suas ligas 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 vidrosVidros bioativos Vitro-cermicas bioativas Alumina de alta densidade Hidroxiapatita Alumina monocristalina Fosfatos triclcios Zircnia Ligao ssea, cirurgia reconstrutiva Ligao ssea, cirurgia reconstrutiva Implantes odontolgicos e ortopdicos Ligao ssea, cirurgia reconstrutiva Implantes ortopdicos e odontolgicos Reparo sseo Implantes ortopdicos e odontolgicos de baixa Vlvulas cardacas, camadas cardiovasculares

CarbonosCarbono piroltico temperatura) (isotrpico

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MATERIALCarbono isotrpico temperatura de

APLICAESultra-baixa Camadas em polmeros sensveis temperatura

CompsitosCompsitos de fibra de carbono baseados em uma matriz de epoxi, poli eteracetonas, poli imida, poli sulfona Radiopacificadores (BaSO4; BaCl2;TiO2) misturados em polmeros de poli olefinas, poliuretanos, silicones Radiopacificadores em polimetimetacrilato Materiais potenciais para orifcios, discos e implantes ortopdicos Radiopaco em raios-X para identificao e localizao do dispositivo 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. 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. Alguns desses dispositivos requerem propriedades bastante

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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 A carregadas iniciam a degradao de componentes complementares com o potencial para menores efeitos colaterais para tratamentos como dilise. 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. 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. O torque muito elevado no momento da insero do implante tambm pode causar tenso no osso e uma resposta de

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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 1996).

Biocompatibilidade de implantes odontolgicos (HOBKIRK E WATSON,

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

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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). 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 A alumina e a zircnia so mais usadas em superfcies de juntas artificiais sujeitas frico por

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. 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 CoCr-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. O sobreaquecimento durante o processo de soldagem de componentes tambm pode produzir corroso

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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) TITNIO GRAU 4 Ti6Al4V RECOZIDA OSSO CORTICAL 550 895 70 110 124 20 E (Gpa)

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

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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-CERMICASOs 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

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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. 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 No entanto, tem sido discutida a no estequiometria bem como a presena de elementos substitutivos na fase mineral do

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

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. 1 2 3 4 5 6 Nome Hidroxiapatita de Brio Cloroapatita CdmioArsnico Hidroxiapatita de Cdmio Cloroapatita de Cdmio Hidroxiapatita de Clcio Carbonato Apatitaa Frmula Molecular Ba10(PO4)6(OH)2 Cd10(AsO4)6Cl2 Cd10(PO4)6(OH)2 Cd10(PO4)6Cl2 Ca10(PO4)6(OH)2 Ca10(PO4)6CO3 Parmetros de rede (nm) a c 1,019 0,770 1,007 0,726 0,901 0,962 0,942 0,956 0,661 0,649 0,688 0,687

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7 8 9 10 11 12 13 14 15 16a b

Cloroapatita Fermorita Fluorapatita Hidroxivanadinita Hidroxiapatita de Chumbo Magnsio Apatita Mimetitab Piromorfitab Hidroxiapatita de Estrncio Vanadinita

Ca10(PO4)6Cl2 Ca10(AsO4)6F2 Ca10(PO4)6F2 Ba10(VO4)6(OH)2 Pb10(PO4)6(OH)2 Mg10(PO4)6(OH)2 Pb10(AsO4)6Cl2 Pb10(PO4)6Cl2 Sr10(PO4)6(OH)2 Pb10(PO4)6Cl2

0,963 0,975 0,935 0,982 0,990 0,930 1,036 0,995 0,976 1,047

0,678 0,692 0,658 0,698 0,729 0,689 0,752 0,732 0,728 0,743

Existe ambiguidade a respeito da frmula molecular Tambm 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 OHquanto 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 econsequente 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).

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

Fosfato de clcio Apatita

Frmula qumica (Ca,M)10(PO4,Y)6Z2

Ocorrncia

Octaclcio fosfato, OCPdi-hidratado, DCPD

Ca8H2(PO4)6.5H2O Brushita, fosfato diclcio CaHPO4.2H2O

Whitlockita, triclcio, -TCP

fosfato (Ca, Mg)9(PO4)6

Pirofosfato de clcio di- Ca2P2O7.2H2O hidratado

Esmalte, dentina, osso, clculo dental, rochas, clculo urinrio, calcificaes em tecido mole Clculo dental e urinrio Clculo dental, condrocalcinose, crystalluria, ossos decompostos Clculo dental e urinrio, pedras salivrias, cries em dentina, cartilagem artrtica, calcificaes em tecido mole 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

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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.

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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

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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. ser descritas como (DE GROOT et al., 1990): 4Ca3(PO4)2(s) Ca10(PO4)6(OH)2(s) + 2Ca2+ + 2HPO423Ca4P2(O)9(s) + 3H2O Ca10(PO4)6(OH)2(s) + 2Ca2+ 4OHAs fases instveis mais relevantes so Ca3(PO4)2 (-fosfato triclcio) e Ca4P2O9 (fosfato tetraclcio). Essas reaes podem

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

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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 Ca10(PO4)6(OH)2-2x(CO3)X Ca10-x+y(PO4)6-x(CO3)X(OH)2-x+2y 0