Download - A Post i Labio Materia Is
-
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
4
-
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
5
-
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.
6
-
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).
7
-
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).
8
-
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.
9
-
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.
10
-
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
12
-
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
13
-
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.
14
-
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.
15
-
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