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UNIVERSIDADE FEDERAL DO PARANÁ
MARIANA ROSSI DE SOUZA
OBTENÇÃO E ESTABILIDADE ELETROQUÍMICA DE NANOTUBOS AUTO-
ORGANIZADOS DE TiO2 SOBRE OS BIOMATERIAIS: Ti-GRAU 2 E A LIGA
ORTOPÉDICA Ti6Al4V PARA AVALIAÇÃO DA BIOATIVIDADE SUPERFICIAL
CURITIBA
2014
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MARIANA ROSSI DE SOUZA
OBTENÇÃO E ESTABILIDADE ELETROQUÍMICA DE NANOTUBOS AUTO-
ORGANIZADOS DE TiO2 SOBRE OS BIOMATERIAIS: Ti-GRAU 2 E A LIGA
ORTOPÉDICA Ti6Al4V PARA AVALIAÇÃO DA BIOATIVIDADE SUPERFICIAL
Dissertação apresentada como requisito parcial à
obtenção do grau de Mestre ao Programa
Interdisciplinar de Pós-Graduação em Engenharia
(PIPE), Área de Concentração de Engenharia e
Ciência dos Materiais, Setor de Tecnologia,
Universidade Federal do Paraná.
Orientadora: Prof.ª Dra. Cláudia E. B. Marino
CURITIBA
2014
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S729o
Souza, Mariana Rossi de
Obtenção e estabilidade eletroquímica de nanotubos auto-organizados de
TiO2 sobre os biomateriais: Ti-grau 2 e liga ortopédica Ti6A14V para avaliação
da bioatividade superficial. / Mariana Rossi de Souza – Curitiba, 2014.
121 f.: il. [algumas color.]; 30 cm.
Dissertação (Mestrado) - Universidade Federal do Paraná, Setor de
Tecnologia, Programa de Pós-graduação em Engenharia e Ciências dos
Materiais - PIBE, 2014.
Orientador: Cláudia E. B. Marino
Bibliografia: p. 111-121.
1. Biotecnologia. 2. Materiais biomédicos. 3. Tecnologia química. I. Marino,
Cláudia E. B. II. Universidade Federal do Paraná. III. Título.
CDD: 660.6
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Dedicatória:
Dedico este trabalho a toda a minha família,
especialmente ao meu marido Luiz Henrique e
aos meus filhos Ana Carolina e Vítor Henrique.
À minha mãe e ao meu pai que, de algum lugar,
sei que está vibrando por mais esta conquista e
aos meus queridos irmãos, que tanto se orgulham
deste feito.
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AGRADECIMENTOS
Agradeço primeiramente a Deus por tudo que me permitiu realizar.
Agradeço ao meu marido Luiz Henrique pelo extremo companheirismo, possibilitando
que eu me dedicasse a este projeto quase que integralmente. Aos meus filhos, agradeço
pela paciência que tiveram comigo nos momentos mais críticos, sempre me apoiando e
me incentivando. Meus amores, vocês são maravilhosos!
Agradeço à minha mãe, que sugeriu que eu voltasse ao ambiente acadêmico e que
sempre me incentivou e me deu força para que eu fosse até o fim neste projeto.
Obrigada querida mamãe, amo você!
Ao meu saudoso pai, que sempre me incentivou aos estudos. Sei que deve estar muito
orgulhoso por mais este feito. Pai, obrigada por tudo, amo você!
Agradeço aos meus irmãos, Marcelo e Márcio, pelo apoio e orgulho que têm por mim e
por confiarem na minha capacidade de realizar este projeto, muito obrigada!
A todos os amigos que de uma maneira ou de outra influenciaram positivamente na
realização deste sonho. Aos colegas da Engenharia de Materiais de São Carlos que
apoiaram a realização deste trabalho e torceram por mim, vocês são muito especiais!
Aos meus colegas de laboratório, Letícia Taminato, Vanessa Brustolin, Kayam Haidar,
Ricardo Namur, Luciane Santos, Fabiano Thomazi, Mariana Portella, Karla Reyes e
Lucas Mello, obrigada por todo o apoio, pelos momentos de descontração, pelas
discussões teóricas, pela ajuda em todos os sentidos, vocês são especiais! Que Deus os
abençoe!
À minha orientadora, Prof.ª Cláudia, um agradecimento especial por tudo que fez por
mim, por toda a paciência, dedicação, orientação, discussões, conselhos e ainda mais
pelos momentos de descontração e amizade. Professora você é nota dez, obrigada por
tornar nossas conversas tão especiais!
Professora Neide, muito obrigada pelo apoio em todos os sentidos, principalmente
deixando-me a vontade para frequentar seu laboratório e demonstrado tanto carinho por
mim.
Agradeço ao pesquisador Nilson T. C Oliveira pelo apoio e pelas discussões tão
proveitosas, por ter me recebido tão cordialmente em São Carlos, muito obrigada!
Ao professor Dr. Wido Schreiner, pelas medidas de XPS realizadas no laboratório de
Superfícies e Interfaces/UFPR.
Aos professores Dr. Patrício Zamora e Dr. Marco T. Grassi pelas discussões a respeito
das análises qualitativas na solução utilizada para avaliação da bioatividade in vitro.
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RESUMO
A resistência mecânica, resistência à corrosão, biocompatibilidade e a resposta bioativa
da superfície de um implante são alguns dos fatores mais importantes na escolha de
implantes endósseos no que diz respeito à funcionalidade e a capacidade
osseointegrativa. O titânio e suas ligas apresentam o melhor desempenho dentre os
biomateriais metálicos para implante, pois possuem excelentes propriedades mecânicas
e de resistência à corrosão, entretanto a condição superficial do implante é o que
determina o grau de interação osso/implante e a bioatividade. Assim, a superfície do
metal modificada pelo recobrimento com nanotubos auto-organizados de TiO2,
proporciona aumento da área superficial específica do implante, aumentando sua
energia de superfície, podendo torná-lo mais bioativo. Tal modificação de superfície,
pode levar a maiores taxas de osseointegração, com provável redução do tempo de
formação e crescimento de osso neo formado. Desta forma, um dos objetivos deste
estudo foi determinar parâmetros de anodização potenciostática para a obtenção de
nanoestruturas de dióxido de titânio (TiO2) sobre Ti grau 2, utilizado em implantes
dentários, e sobre a liga ortopédica Ti6Al4V. A seguir, avaliar a estabilidade
termodinâmica e o processo de dissolução espontânea das camadas nanoestruturadas,
através da técnica de potencial de circuito aberto (ECA). Finalmente, a análise da
bioatividade dos materiais recobertos por nanoestruturas em solução SBF (simulated
body fluid). Por meio da otimização de parâmetros de potencial e tempo, 15 V e 20 V
por 1h, foi possível obter uma camada uniforme e homogênea de nanotubos auto-
organizados com diâmetros médios entre 80 nm e 100 nm que, de acordo com estudos
recentes, tendem a melhorar a bioatividade superficial do implante. A análise de ECA
dos biomateriais estudados, recobertos com óxido nanotubular, apresentaram-se mais
nobres que os óxidos compactos, com resultados de potencial mais positivos quanto a
estabilidade termodinamicamente do óxido de TiO2. Além disso, há o selamento dos
nanotubos e da presença de íons Ca e P adsorvidos, após imersão em sangue artificial a
37 ºC por diferentes períodos de tempo. A análise e caracterização morfológica das
amostras foram feitas através de imagens de microscopia eletrônica de varredura (MEV)
e o programa ImageJ foi utilizado para medir os nanodiâmetros. A caracterização
química semi-quantitativa dos elementos superficiais e a determinação dos óxidos
superficiais presentes foram feitas através de espectroscopia EDS e XPS,
respectivamente. A investigação da bioatividade foi realizada por meio de teste de
imersão in vitro em solução de SBF das amostras de Ti6Al4V com filme de nanotubos
8
que apresentaram selamento/precipitação de íons Ca e P adsorvidos em sua superfície
comparada com a bioatividade de amostras com óxido nanotubular sem o
selamento/precipitação. As amostras sem o selamento apresentaram morfologia globular
referente à presença de hidroxiapatita após 15 dias de imersão em SBF o que indica um
comportamento favorável na osseointegração se utilizado em implantes médicos in vivo.
Palavras-chave: biomateriais, nanotubos auto-organizados de TiO2, estabilidade
eletroquímica, bioatividade.
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ABSTRACT
The bioactive response of an implant surface and its human body interaction is an
important factor in an implant choosing. Titanium and its alloys have the best
performance of orthopedic implants; have excellent mechanical properties, corrosion
resistance and biocompatibility. However, the implant surface conditions leads to a
better bone/implant interface and the TiO2 self-organized nanotubes layers, as surface
modification, increases the specific surface implant area, improving osseointegration
and can reduce the training time of neo formed bone. One of the purposes of this study
was determine potentiostatic anodization parameters to obtain titanium dioxide (TiO2)
self-organized nanotubes layers on Ti 2 grade, used in dental implants, and on the
orthopedic Ti6Al4V alloy. By open circuit potential (OCP), obtain electrochemical
stability data of self-organized TiO2 nanotubes layers after different immersion periods
in artificial blood fluid. Finally, study the bioactivity improvement of nanostructured
materials, by means of immersion in SBF (simulated body fluid). Through the ideal
specific parameter it was possible to obtain a uniform and homogeneous self-organized
nanotubes layer with an average diameter (80 nm to 100 nm) which, according to
literature, tend to improve the bioactivity of the implant surface. The OCP (open circuit
potential) nanotubes oxid analysis showed noblest potential and thermodinamic stability
results to TiO2 when compared to compact oxid besides sealing of nanopores by Ca and
P ions adsorbed on their surface after different times in artificial blood at 37 °C. The
samples analysis and characterization were made using images from scanning electron
microscopy (SEM) and the nanodiameters were obtained by ImageJ software. The
surface elements characterization was made by EDS and the chemical characterization
by XPS spectroscopy. Furthermore, the Ti6Al4V with nanotubes layer sealed by Ca e P
ions, adsorbed on their surface, and non-sealed samples, were submitted to in vitro
immersion tests during 15 days in simulated body fluid (SBF), wherein scanning
electron microscopy confirmed the ability of the non-sealed nanotubes layer in
nucleating hydroxyapatite, possibly indicating a favorable osseointegration when used
in medical implants in vivo.
Keywords: biomaterials; self-organized Nanotubes of TiO2; electrochemical stability;
bioactivity.
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LISTA DE TABELAS
Tabela 1: Propriedades mecânicas para o Ti cp (F67) e Ti6Al4V (F136) Tabela 2: Dimensionamento dos diâmetros dos nanotubos obtidos sobre o Ti grau 2 e sobre a liga Ti6Al4V.
Tabela 3: Porcentagem atômica dos elementos presentes na camada de HAP
(hidroxiapatita) obtida sobre o óxido nanotubular crescido a 15 V e 20 V por 1h em
TI6Al4V.
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LISTA DE SIGLAS E ABREVIATURAS
AFM – Atomic Force Microscope (Microscopia de Força Atômica)
ASTM - American Society for Testing and Materials (Sociedade Americana para Testes
e materiais)
ºC – Celsius
CE – Contra-eletrodo
ECA – Potencial de Circuito Aberto
ECS – Eletrodo de Calomelano Saturado
EDS - Espectrofotometria de Energia Dispersiva
Ef – Potencial Final
Ei – Potencial Inicial
ELI – Extra Low Interstitial (Ultra baixo elementos intersticiais)
ER- Eletrodo de Referência
ET – Eletrodo de Trabalho
GPa – Gigapascal (109 Pa)
HFM – High Field Model (Modelo de Alto Campo)
HAP – Hidroxiapatita
ISO – International Organization for Standardization (Organização Internacional para
Padronização)
mA – Miliampère (10-3
A)
MEV – Microscopia Eletrônica de Varredura
mL - Mililitro
mm – Milímetros
mol – Molaridade
MPa – Megapascal (106 Pa)
mV- Milivolt (10-3
V)
mV/s – Milivolts por segundo
nm – Nanômetros (10-9
m)
PBS – Phosphate Buffer Solution (Solução de fosfato tamponada)
pH – Potencial Hidrogeniônico
PMMA - Polimetilmetacrilato
SBF – Simulated Body Fluid (Solução que simula fluidos corpóreos)
SUS - Sistema Único de Saúde
V – Volt
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XPS – Espectroscopia de Fotoelétrons Excitados por Raios X
μm – Micrômetro (10-6
m)
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LISTA DE FIGURAS
Figura 1 – Válvula cardíaca de aço inox e carbono.
Figura 2 – Parafuso de Ti grau 2 para implante odontológico.
Figura 3 – Haste de liga de titânio para implante femoral.
Figura 4 – Artroplastia do quadril, vista anterior.
Figura 5 – Implante total de quadril.
Figura 6 – Articulação femoral.
Figura 7 – Implante odontológico.
Figura 8– Módulo de elasticidade de alguns metais e ligas utilizados em aplicações
biomédicas.
Figura 9 – Diagrama de Pourbaix para o Ti em meio aquoso: representação dos
potenciais de equilíbrio (E) em relação ao pH.
Figura 10 – (a) Curva típica de anodização eletroquímica (J x t); (b) Voltamograma (J x
U).
Figura 11 - Célula eletroquímica usinada em PP (polipropileno) com rosca inferior e
contra rosca de fechamento; (A) imagem esquemática do posicionamento da amostra,
(B) imagem esquemática do posicionamento do pino de contato.
Figura 12 – Foto das amostras de Ti grau 2.
Figura 13 – Foto das amostras de Ti6Al4V.
Figura 14 – Eletrodo de calomelano saturado utilizado como referência (ECS).
Figura 15 – Multímetro, fonte de tensão, polo positivo (vermelho) ligado ao pino de
contato no eletrodo de trabalho e polo negativo (preto) ligado ao contra eletrodo de
Titânio.
Figura 16 – Diagrama esquemático de um perfil cronoamperométrico típico de uma
anodização potenciostática em eletrólito livre de íons fluoreto.
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Figura 17 - Perfil cronoamperométrico da anodização potenciostática do Ti grau 2, em
20 V/1h, em eletrólito de 1mol.L-1
H3PO4 + 0,3% wt HF.
Figura 18 - Perfis cronoamperométricos da anodização potenciostática do Ti grau 2 a 20
V nos períodos de 0,5h, 1h e 1,5h em eletrólito de 1mol.L-1
H3PO4 + 0,3% wt HF.
Figura 19 – Micrografias obtidas por MEV das películas de óxido crescidas sobre Ti
grau 2 em anodização potenciostática por 0,5h: a) 15 V, b) 20 V e c) 25 V (100.000 x).
Figura 20 – Micrografias obtidas por MEV das películas de óxido crescidas sobre Ti
grau 2 em anodização potenciostática por 1 h: a) 15 V, b) 20 V e c) 25 V (100.000x).
Figura 21 – Perfil cronoamperométrico da anodização potenciostática do Ti grau 2 (25
V/1h) em 1mol.L-1
H3PO4 + 0,3% wt HF.
Figura 22 - Micrografias obtidas por MEV das películas de óxido crescidas sobre Ti
grau 2 em anodização potenciostática por 1,5h: a) 15 V, b) 20 V e c) 25 V (100.000x).
Figura 23 – (a) Foto do corpo de prova antes da anodização (lixado); (b) Foto do corpo
de prova de Ti grau 2 após anodização em 20 V por 1h, com óxido nanoestruturado, (c)
Corpo de prova com a região azulada que representa a formação da camada de óxido
compacto.
Figura 24 – Micrografias obtidas por MEV das películas de óxido crescidas sobre
Ti6Al4V em anodização potenciostática por 0,5h: a) 15 V, b) 20 V e c) 25 V
(100.000x).
Figura 25 – Micrografias obtidas por MEV das películas de óxido crescidas sobre a liga
Ti6Al4V em anodização potenciostática: a) 15 V, b) 20 V e c) 25 V por 1h (100.000x).
Figura 26 – Micrografias obtidas por MEV sobre Ti6Al4V em anodização
potenciostática: a) 15 V b) 20 V e c) 25 V por 1,5h (100.000x).
Figura 27 – (a) Foto da amostra lixada; (b) Foto da amostra de Ti6Al4V após
anodização em 15 V por 1h; (c) foto da amostra de Ti6Al4V após anodização em 20 V
por 1h.d) amostra recoberta com óxido compacto obtido a 20 V por 1h.
15
Figura 28 – Curvas de potencial de circuito aberto, para o Ti grau 2 e a ligado Ti6Al4V,
recobertos com camadas de óxido compacto, obtidas a 15 V e 20 V em 1h de
polarização, em solução de PBS.
Figura 29 – Curvas de potencial de circuito aberto para o Ti grau 2 e a liga Ti6Al4V
recobertos com camada de nanotubos de TiO2 obtidas a 15 V e 20 V em 1 hora de
polarização, em solução PBS.
Figura 30 – Comparação entre o potencial de circuito aberto do Ti grau 2 recoberto por
nanotubos e com óxido compacto em solução PBS, crescidos em 15 V e 20 V durante
1h de polarização.
Figura 31 – Comparação entre o potencial de circuito aberto da liga Ti6Al4V recoberto
por nanotubos e com óxido compacto em solução PBS, crescidos em 15 V e 20 V
durante 1h de polarização.
Figura 32 - Potenciais de circuito aberto do Ti grau2 e da liga Ti6Al4V recobertos com
camada de óxido não nanoestruturado antes da imersão em sangue artificial e após 15 ,
30 e 60 dias em sangue artificial.
Figura 33 – Potenciais de circuito aberto do Ti grau 2 recoberto com nanotubos antes da
imersão em sangue artificial e após 15 , 30 e 60 dias em sangue artificial a 37 ºC.
Figura 34 – Potenciais de circuito aberto da liga Ti6Al4V recoberta com nanotubos
antes da imersão em sangue artificial e após 15 , 30 e 60 dias em sangue artificial a
37ºC.
Figura 35 - Potenciais do Ti grau2 e da liga Ti6Al4V recobertos com nanotubos antes
da imersão em sangue artificial e após 15, 30 e 60 dias em sangue artificial.
Figura 36 – Micrografia obtida por MEV de nanotubos obtidos a 15 V sobre Ti grau 2
imerso em sangue artificial a 37 ºC por 15 dias (a) 30 dias (b) e 60 dias (c) (100.000x).
Figura 37 - Micrografia obtida por MEV de nanotubos obtidos a 20 V sobre Ti grau 2
imerso em sangue artificial a 37 ºC por 15 dias (a) 30 dias (b) e 60 dias (c) (100.000x).
Figura 38 – Micrografia obtida por MEV de nanotubos obtidos a 15 V sobre Ti6Al4V
imerso em sangue artificial a 37 ºC por 15 dias (a) 30 dias (b) e 60 dias (c) (100.000x).
16
Figura 39 – Micrografia obtida por MEV de nanotubos obtidos a 20 V sobre Ti6Al4V
imerso em sangue artificial a 37 ºC por 15 dias (a) 30 dias (b) e 60 dias (c) (100.000x).
Figura 40 – Micrografas de MEV: Ti grau 2 (a) e Ti6Al4V (b) com camada de óxido
compacto não nanoestruturada, obtida via anodização potenciostática a 20 V/1h em
solução de 1 mol.L-1
de H3PO4. (100.00x).
Figura 41 – Micrografias de MEV: Ti grau 2 (a) e Ti6Al4V (b) com camada de óxido
compacto não nanoestruturada, obtida via anodização potenciostática a 20 V/1h em
solução de 1 mol.L-1
de H3PO4, após imersão em sangue artificial por 60 dias
(100.000x).
Figura 42 – Espectro de EDS (a) da amostra de Ti grau 2 recoberta por camada auto-
organizada de nanotubos obtida em anodização a 20 V/1h, após imersão de 15 dias em
sangue artificial a 37 ºC; (b) a letra A, identifica a região de precipitado, onde foi feita a
análise de elementos, na superfície de Ti grau 2 com nanotubos.
Figura 43 – Espectro de EDS (a) da amostra de Ti6Al4V recoberta por camadas auto-
organizada de nanotubos obtida em anodização a 20 V/1h, após imersão de 60 dias em
sangue artificial a 37 ºC; (b) a letra A identifica a região de precipitado, onde foi feita a
análise de elementos, na superfície de Ti6Al4V com nanotubos.
Figura 44 – Espectro de XPS de Ti 2p obtido para filmes de óxido nanotubular obtidos
via potenciostática a 20 V por 1h, na superfície dos biomateriais.
Figura 45 – Espectro de XPS de O 1s obtido para filmes de óxido nanotubular obtidos via
potenciostática a 20 V por 1h, na superfície dos biomateriais.
Figura 46 – Desenho esquemático das etapas da formação de hidroxiapatita, por meio
das modificações na superfície de implantes de titânio imersos em fluido corpóreo
(SBF).
Figura 47 - Micrografias de MEV após 15 dias de imersão em SBF: Ti6Al4V (a)
superfície com nanotubos obtidos a 15 V (b) nanotubos obtidos a 20 V, ambos com
selamento/precipitação de poros de íons Ca e P após imersão em sangue artificial a
37°C por 30 dias (1000x).
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Figura 48 - Micrografias de MEV após 15 dias de imersão em SBF: Ti6Al4V (a)
superfície com nanotubos obtidos a 15 V (b) com nanotubos obtidos a 20 V, ambos
livres de íons Ca e P adsorvidos em sua superfície (1000x).
Figura 49 – Aspecto da solução de SBF após 1 dia de imersão de Ti6Al4V com óxido
nanotubular na superfície, obtido em eletrólito contendo íons fluoreto (F-).
Figura 50 – Aspecto da solução de SBF após adição de CaCl2.
18
SUMÁRIO
CAPÍTULO I – INTRODUÇÃO
1.1 Biomateriais...............................................................................................................16
1.2 Materiais biocompatíveis: metais e ligas...................................................................21
1.3 Tipos de corrosão em implantes................................................................................25
1.4 Processamentos termomecânicos, microestrutura e propriedades do titânio e suas
ligas..................................................................................................................................25
CAPÍTULO II - TRATAMENTOS DE SUPERFÍCIE
2.1 Modificações superficiais: mecânicas, físicas e químicas.........................................27
2.2 Tratamento eletroquímico..........................................................................................29
2.3 Obtenção de óxidos de titânio...................................................................................31
CAPÍTULO III – NANOTECNOLOGIA
3.1 Nanotubos auto-organizados.....................................................................................34
3.2 Nanotubos obtidos via eletroquímica........................................................................36
CAPÍTULO IV – BIOATIVIDADE
4.1 Bioatividade superficial & osseointegração..............................................................42
4.2 Superfície de implante nanomodificada....................................................................44
4.3 Testes in vitro: método biomimético.........................................................................45
CAPÍTULO V – OBJETIVOS.......................................................................................47
CAPÍTULO VI – METODOLOGIA
6.1 Materiais utilizados...................................................................................................48
6.1.1 Célula eletroquímica.............................................................................................48
6.1.2 Eletrodos...............................................................................................................48
6.1.3 Eletrólitos..............................................................................................................50
6.1.4 Equipamentos.......................................................................................................51
6.2 Técnicas eletroquímicas............................................................................................53
6.2.1 Anodização potenciostática..................................................................................53
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6.2.2 Potencial de circuito aberto..................................................................................53
6.3 Método Biomimético para formação de Hidroxiapatita............................................54
6.4 Metodologia experimental.........................................................................................55
CAPÍTULO VII – RESULTADOS E DISCUSSÃO
7.1 Obtenção das camadas auto-organizadas de nanotubos de TiO2..............................57
7.1.1 Implante odontológico – Ti grau 2.......................................................................57
7.1.2 Implante ortopédico – Ti6Al4V...........................................................................69
7.1.3 Análise dimensional dos nanotubos de TiO2.......................................................76
7.2 Estudo da estabilidade termodinâmica.....................................................................79
7.2.1 Estabilidade das películas de nanotubos e de óxido compacto de TiO2.............79
7.2.2 Estudo do processo de dissolução espontânea das películas de nanotubos e de
óxido compacto de TiO2 ............................................................................................88
7.3 Caracterizações superficiais....................................................................................105
7.3.1 Análise de elementos - EDS (Espectrofotometria de Energia Dispersiva)........105
7.3.2 Identificação da composição química dos óxidos nanotubulares superficiais -
XPS (Espectrosocopia de Fotoelétrons Excitados por Raios – X)................................108
7.4 Avaliação do crescimento de HAP (hidroxiapatita) sobre a liga ortopédica Ti6Al4V
com óxido nanotubular..................................................................................................111
CAPÍTULO VIII – CONCLUSÕES ...........................................................................118
REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS..........................................................................119
APÊNDICE...................................................................................................................129
20
CAPÍTULO I
INTRODUÇÃO
1.1 – Biomateriais
Os biomateriais são por definição: “toda substância ou combinação de
substâncias, exceto fármacos, de origem natural ou sintética, que podem ser usadas
durante qualquer período de tempo, como parte ou como sistemas que tratam,
aumentam ou substituem quaisquer tecidos, órgãos ou funções do corpo” (Willians,
1987). Estes biomateriais foram desenvolvidos para melhorar a vida do ser humano,
seja na substituição articular do conjunto fêmur / quadril com artrose disfuncional,
artérias com aterosclerose ou implantes odontológicos e até para substituição da derme
(Hench et.al., 2002; Williams et. al., 2009).
Um dos primeiros indícios do uso de materiais substitutos no corpo humano
surgiu no século I (D.C) quando romanos chineses e astecas usaram ouro para reparação
dentária. Existem relatos do uso de olhos de vidro e dentes de madeira em substituição
no corpo humano que pertencem à mesma época (Ratner et al., 2004).
O uso de polímero, mais precisamente o polimetilmetacrilato (PMMA), foi
introduzido na odontologia em 1937 e na II Guerra Mundial, na ocasião estilhaços de
PMMA atingiram não intencionalmente os olhos de aviadores e lá permaneceram
ocasionando apenas uma leve reação, sugerindo que alguns materiais poderiam estar em
contato com o corpo humano não apresentando qualquer dano momentâneo.
Em 1960, o cirurgião americano Dr. Charnley usou na substituição total de
quadril o polímero PMMA (polimetilmetacrilato), o polietileno de ultra-alto peso
molecular e o aço inoxidável, conhecido como implante híbrido. A partir desta década
até o início de 1970, a denominação biomaterial foi reconhecida num simpósio
realizado na Universidade de Clemson – EUA (Ratner et al., 2004).
Desde então, com o aumento da expectativa de vida da população a partir da
década de 50, surgiu o crescimento da necessidade da reposição e do reparo de tecidos
moles e duros do ser humano, tais como: os ossos, cartilagens, paredes arteriais,
reposição dentária ou até substituição de órgãos inteiros (Hench et al., 2002; Williams
et al., 2009).
Quando se trata de implantes articulares, o aumento constante do número de
cirurgias para colocação de próteses totais de quadril vem despertando um grande
interesse na comunidade científica e se tornando um problema de saúde pública. Este
fato está relacionado com o aumento da expectativa de vida da população, o número
21
crescente de acidentes de trânsito, o crescimento demográfico e as doenças congênitas e
degenerativas (Ratner et al., 2004).
Dados da década de 1990 apontaram cerca de 1,7 milhões de fraturas de fêmur
por ano no mundo, com previsões para 2050 de 6,3 milhões/ano (Farias et al., 2005).
A indústria dos biomateriais fatura em média 28 bilhões de dólares por ano com
um crescimento anual estimado em 15% e o faturamento esperado até 2014 é de
aproximadamente 58,1 bilhões de dólares. Os metais, polímeros e cerâmicas são os
protagonistas do mercado de biomateriais sendo que os implantes ortopédicos detém o
maior volume de venda. Aproximadamente 1,5 milhões de implantes ortopédicos são
utilizados em todo o mundo a cada ano, a um custo de 10 bilhões de dólares (Holzapfel
et al., 2012).
Materiais para aplicação biomédica podem ser agrupados em três grandes
classes, conforme a resposta tecidual ao estímulo, ou seja, de acordo com o nível de
interação tecido / implante se observa ou não reação do organismo.
O biomaterial pode ser inerte, ou seja, aquele que provoca resposta mínima ou
quase nula de estímulo tecidual. Bioativo, que estimula a interação entre o tecido
hospedeiro e o biomaterial, melhorando a integração e estimulando o crescimento do
tecido regenerado novo. E, por fim, o biomaterial biodegradável ou biorreabsorvível,
que é inicialmente incorporado ao tecido que será reparado, com o objetivo de dissolver
completamente em um determinado espaço de tempo (Holzapfel et al., 2012).
Em implantes ortopédicos é necessário empregar aqueles materiais bioativos
para que se tenha uma adequada interação osso / implante e consequente
osseointegração (Ratner et al., 2004).
O uso do aço inoxidável em aplicações cirúrgicas teve início em 1926 quando
Strauss patenteou o aço inoxidável 18% Cr - 8% Ni contendo 2 - 4% de molibdênio e
uma pequena porcentagem de carbono, tendo resistência à corrosão suficiente para
implantação no corpo humano. O responsável pela resistência à corrosão é o elemento
cromo que adicionado ao aço em uma proporção acima de 11% em peso permite a
produção de uma fina camada aderente de óxidos na superfície do aço inoxidável que
efetivamente o protege ou o passiva em muitos meios corrosivos (Krauss, 1995).
Entretanto, a destruição da película protetora numa determinada região do implante,
pode conduzir à rápida corrosão do material, propagando-se pelos processos corrosivos,
pites, frestas, corrosão intergranular ou corrosão sob tensão (Tebecherani, 2003). O aço
austenítico ASTM F 138 (classe especial do aço AISI 316L para aplicações médicas) é
um dos metais mais utilizados para implante ortopédico, por conciliar as propriedades
22
que um biomaterial deve ter: biofuncionalidade e biocompatibilidade, além de ter um
baixo custo em relação a outros materiais metálicos utilizados para implantes, cerca da
metade do valor da tonelada. No entanto, apesar das boas características citadas acima,
esse aço possui suscetibilidade à corrosão localizada, o que limita o tempo de
permanência no interior do corpo humano. A liberação de íons metálicos de Cr e Ni,
dentro dos fluidos e tecidos humanos devem ser consideradas como fonte de problemas
causados ao longo do tempo devido aos conhecidos efeitos tóxicos destes elementos.
(Nonato, 2011).
O titânio e suas ligas têm sido bastante pesquisados e testados em numerosas
situações. Muitos tipos de ligas de titânio são utilizadas em aplicações na área médica,
entretanto o titânio puro e a liga Ti6Al4V são os mais empregados. O sucesso clínico
das ligas de Ti se dá devido às suas propriedades mecânicas, resistência à corrosão e
excelente biocompatibilidade e deste modo, estão sendo empregadas com sucesso no
campo dos implantes ortopédicos, cardiovasculares e dentários (Willians, 1990; Wang,
1996).
As ligas de titânio foram originalmente desenvolvidas, na década de 50, para
aplicações aeroespaciais devido à sua característica peculiar de apresentar uma alta
razão resistência mecânica/massa específica. Apresentam também boa resistência à
corrosão em ambientes de alta agressividade, principalmente os de natureza oxidante ou
contendo cloretos, o campo de aplicação destas ligas então foi ampliado, possibilitando
que ocorressem progressos rápidos e significativos nas áreas de instrumentação médica
e de implantes cirúrgicos (Williams, 1990; Metals Handbook, 1987).
As figuras 1, 2 e 3 são exemplos de biomateriais empregados na substituição de
válvula cardiovascular, implante odontológico e implante ortopédico, respectivamente.
Fig. 1 – Válvula cardíaca de aço inoxidável e carbono; Fig. 2 – Parafuso de Ti grau 2
para implante odontológico; Fig. 3 – Haste de liga de titânio para implante femoral.
(Ratner, 2004)
1 2 3
23
A artroplastia total de quadril consiste na substituição da articulação
coxofemoral por uma prótese representada pela figura 4. Objetiva-se com isto alcançar
o restabelecimento dos movimentos e o alívio da dor nos pacientes com enfermidades
graves ou acidentes nesta articulação, conservando a estabilidade e restabelecendo a
mobilidade (Turek, 1991).
Fig.4 – Artroplastia do quadril, vista anterior (Findlaw , 2008)
A estrutura do quadril humano, por ser uma região sensível sujeita a elevados
esforços mecânicos repetitivos ao longo dos anos, pode apresentar alguns danos na
cartilagem da superfície articular, e o tecido cartilaginosos não se recompõe
naturalmente, podendo surgir a necessidade da substituição da superfície danificada por
implantes cirúrgicos por meio do procedimento chamado artroplastia total do quadril.
Tal procedimento visa a substituição das partes que compõem a articulação do quadril
formada pela cabeça femoral e o acetábulo pélvico. A substituição de tecidos por
componentes artificiais implantados no corpo humano tem a função primordial de
aliviar dores locais, restabelecendo as funções fisiológicas a fim de melhorar a
qualidade de vida do paciente. Portanto, os componentes artificiais devem ser
biocompatíveis, resistentes e duradouros (Charnley, J. 1979; Saikko, V. 1998; e Zum-
Gahr, K. H. 1987).
O uso de implantes ortopédicos é crescente em todo o mundo, dados históricos
apontam que entre os anos de 1940 até 1975, cerca de 100 milhões de próteses metálicas
24
foram implantadas em seres humanos (Zum-Gahr, K. H. 1987). Diversos fatores estão
associados a este crescimento de cirurgias de quadril dentre eles destacam-se o aumento
da média de vida para a maioria das populações do mundo, elevado número de casos de
osteoporose e crescente número de acidentes automobilísticos (Alves, H. L. R. 2004;
CGEE, 2005). A grande incidência desta modalidade cirúrgica impulsionou a indústria e
o comércio mundial de produtos ortopédicos articulares, fator que movimentou, no ano
de 2002, cerca de 2,5 bilhões de dólares (CGEE , 2005).
Em 2004, um levantamento com base nos dados do Dep. de Informática do
SUS (DATASUS) apontou a ocorrência de quase 10 mil internações para realização da
cirurgia de artroplastia total de quadril, nas quais foram gastos cerca de 30 milhões de
reais, valor correspondente a 38% das despesas do SUS naquele ano somente para
compra de componentes protéticos articulares. No mesmo ano foram realizados cerca de
1500 procedimentos para revisão e/ou substituição de implantes por falhas prematuras,
representando um gasto extra de quase 7 milhões de reais (CGEE, 2005).
Um estudo do Sistema Integrado Privado de Saúde Nacional (SIS)
considerando o período entre julho de 2003 a julho de 2004 constatou que o custo
médio para o tratamento completo por paciente era em torno de 24 mil reais, valor que
correspondia a um gasto na ordem de 12 bilhões de reais em apenas um ano para o SIS
(Araújo D.V., 2005). Este estudo também constatou que o custo do tratamento no Brasil
tem o valor equivalente ao dos países mais desenvolvidos como os EUA, a Inglaterra e
a Bélgica que gastaram cerca de 9,5 mil dólares por caso tratado em 2001 (Haentjens P.,
2001).
Estatísticas revelam que os principais motivos das chamadas falhas prematuras,
que levam a substituição precoce dos implantes de quadril, ocorrem em função de danos
mecânicos como fadiga ou desgaste nas interfaces de contato entre o componente
femoral e o acetabular, que gera micropartículas (debris) responsáveis pela osteólise
(stress shielding), e consequentemente soltura do implante. Também fatores como
corrosão por pitting e metalose, erros de design, de seleção de materiais, falhas no
processo produtivo dos implantes e, segundo pesquisadores da Sociedade Brasileira de
Quadril técnicas cirúrgicas inadequadas são muito comuns além do posicionamento
e/ou má escolha do modelo de implante (Callister W. D. 2000).
A qualidade da matriz óssea, fatores biológicos e condições clínicas do
paciente para suportar as adaptações necessárias ao bom desempenho dos implantes
também acarretam em substituição precoce de implantes femorais (Fonseca, K. B.,
2005; Dumblenton, J. H. 1986). Acrescentam-se às possíveis causas das falhas
25
prematuras citadas, a complexidade da artroplastia de quadril e a questão da
osseointegração para as próteses não cimentadas, que também contribuem para a baixa
sobrevida do implante em cirurgias de substituição articular (Ravaglioli A.;1992).
Substituir implantes osseointegrados implica na remoção de tecidos ósseos que
sustentam e aderem às próteses, reduzindo a estrutura hospedeira. Considerando a
invasividade da artroplastia, cirurgias de revisão geram além de um novo processo de
recuperação um segundo trauma pós-operatório (Fonseca K. B.; 2006).
A figura 5 mostra um conjunto completo de implante utilizado em substituição
total de fêmur/quadril.
Fig. 5 – Implante total de quadril (Gheeta M., 2009).
1.2 – Materiais biocompatíveis: metais e ligas
Atualmente são utilizados em implantes metálicos, o aço inoxidável 316L (F-
138), a liga à base de Co-Cr, Ti cp - grau 2 e a liga Ti6Al4V. A aplicação se dá em
válvulas e dispositivos artificias para uso cardiovascular, cirurgia reparadora femoral
(artroplastia total de quadril), pinos e placas em cirurgias na coluna vertebral e
parafusos em implantes odontológicos, entre outros (Niinomi, 2007).
As figuras 6 e 7 mostram, esquematicamente, um conjunto haste/acetábulo
implantado na reconstrução total de quadril e um pino de titânio utilizado em implante
odontológico, respectivamente.
Concha acetabular
Polietileno linear
Cabeça femoral
Pescoço
Haste
26
Fig. 6 - Articulação Femoral (SBQ, 2014) Fig. 7 - Implante Odontológico (SOBI, 2014)
No entanto, alguns materiais apresentam certas limitações no uso. O aço inox
316L e a liga Co-Cr, por exemplo, sofrem corrosão no meio corpóreo podendo
desprender níquel, cromo e cobalto, gerando reação de hipersensibilidade, doenças
relacionadas com a derme e, até mesmo, carcinogênese localizada (Mc Gregor, 2000;
Wapner, 1991).
Apesar de apresentarem elevada resistência mecânica, o aço inox 316L e a liga
Co-Cr, demonstram grande divergência entre seus módulos de elasticidade e o módulo
de elasticidade ósseo, o que leva em geral à reabsorção óssea provocada pelo implante,
um fenômeno chamado stress-shielding ou osteopenia (início da perda de massa óssea)
(Bobyn, 1990, 1992; Sychterz, 2001). O Stress shielding é a transferência não uniforme
da tensão entre o osso e o implante. A tensão é predominantemente transferida através
do implante porque o módulo elástico do metal pelo qual o implante é fabricado é
geralmente muito maior que o módulo de elasticidade do osso. Isto leva à reabsorção
óssea, que resulta na perda do implante e numa nova fratura óssea após a remoção do
implante (Niinomi et al; 2012). O baixo módulo elástico do metal do implante favorece
a transferência homogênea de tensão entre o implante e o osso (Niinomi M., 2007).
No gráfico da figura 8 encontra-se em destaque o módulo de elasticidade dos
principais materiais utilizados em implantes e a magnitude desta propriedade para
diversas ligas de titânio.
27
Fig. 8 – Módulo de elasticidade de alguns metais e ligas utilizados em aplicações
biomédicas (Gheeta M, et al,2009)
Comparando-se os valores do módulo elástico dos materiais em destaque,
observa-se que o valor do módulo do Ti cp e da liga Ti6Al4V é aproximadamente a
metade do valor do módulo do aço inox 316L e da liga Co-Cr. Desta forma, apresentam
qualidade superior no que se refere à ductilidade, ou seja, a relação tensão vs.
deformação dada pela fórmula simplificada nº1. Isso demonstra que, quanto maior a
deformação apresentada por um material sob uma dada tensão, menor será o módulo de
elasticidade (Ratner, 2004).
[1] onde, E: módulo de elasticidade; Ɛ: deformação; δ: tensão aplicada
(Ratner, 2004).
Esta característica torna a liga Ti6Al4V um dos melhores materiais empregados
em implantes ortopédicos. Além do módulo de elasticidade destaca-se ainda a baixa
densidade do material, portanto, alta resistência mecânica com baixo peso específico;
alta imunidade à corrosão; quase completa inatividade em meio corpóreo; adequada
biocompatibilidade e alta capacidade de interação com o tecido ósseo e outros tecidos
(Niinomi et al., 2002). Além disso, apesar da presença de alumínio e vanádio acarretar
um ligeiro aumento no módulo de elasticidade, da ordem de 10%, quando comparado
com o módulo elástico do Ti cp (comercialmente puro), tais elementos de liga
Módulo Elástico (GPa)
L
iga
s B
iom
éd
icas
28
melhoram a resistência à fadiga, propriedade bastante solicitada na aplicação
ortopédica.
Fadiga é definida como um termo que se aplica às mudanças nas propriedades
que podem ocorrer em um material metálico devido à aplicação repetida de forças (ou
tensões), embora este termo também seja aplicado para aquelas mudanças que
conduzem à fissura ou falha. A fadiga é uma redução gradual da capacidade de carga do
componente, pela ruptura lenta do material, consequência do avanço quase infinitesimal
das fissuras que se formam no seu interior. As cargas variáveis, sejam cíclicas ou não,
fazem com que, ao menos em alguns pontos, ocorram deformações plásticas também
variáveis com o tempo. Estas deformações levam o material a uma deterioração
progressiva, dando origem à trinca, a qual cresce até atingir um tamanho crítico,
suficiente para a ruptura final, em geral brusca, apresentando características
macroscópicas de uma fratura frágil (Norton, 1993).
Comparando-se o Ti cp (comercialmente puro) e a liga Ti6Al4V, no que se
refere à resistência à fadiga, observa-se por meio da tabela 1 que o Ti cp apresenta a
metade do valor da resistência à fadiga quando comparado com o valor de resistência à
fadiga da liga Ti6Al4V. Isso indica que o uso mais adequado para o Ti cp se dá na
aplicação em implantes odontológicos, onde a propriedade de resistência à fadiga não é
uma necessidade.
Tabela 1 – Propriedades mecânicas para o Ti cp (F67) e Ti6Al4V (F136)
Material ASTM Condições Módulo Elástico
(GPa)
Tensão de
Escoamento
(MPa)
Tensão
de
Ruptura
(MPa)
Limite de
resistência
à fadiga
(107 ciclos)
Ti F67 30% Trabalhado
a frio – grau 4
110
485 760 300
Ti6Al4V F136
Forjado recozido
116 896 965 620
(Ratner, 2004)
Sabe-se que um biomaterial deve apresentar um alto grau de atoxicidade e este é
o caso do Ti cp e suas ligas que apresentam uma boa resistência à corrosão devido
também à presença de um filme passivo de óxido estável que se forma em sua superfície
de forma espontânea, sendo basicamente o dióxido de titânio (TiO2), o mais comum e
mais estável (Gugelmin, 2009).
29
Na década de 80, foram observados níveis de alumínio e vanádio nos tecidos
próximos ao implante da liga Ti6Al4V. Contudo, não foi detectado nenhum efeito
tóxico ao corpo humano e vários tratamentos superficiais, e também a presença do
óxido espontâneo na superfície da liga, estavam sendo estudados e utilizados para
impedir a migração destes íons (Gugelmin, 2009).
1.3 – Tipos de corrosão em implantes
Os tipos de corrosão que são pertinentes às ligas utilizadas em implantes são:
pites, frestas, fadiga sob tensão e galvânica, entre outros menos importantes. A corrosão
por pites e por frestas ocorre por ataque localizado resultando em danos ao implante
com liberação de íons metálicos no organismo. O aparecimento do pites ocorre devido à
ruptura do filme de óxido protetor, por defeitos no material ou no filme e a ruptura ou a
presença de frestas na superfície do biometal permite sua exposição aos ataques de íons
cloreto advindos dos fluidos corpóreos (Metals Handbook, 1987; Williams 1990). A
corrosão sob fadiga é o resultado da combinação de um meio eletroquímico e esforços
mecânicos cíclicos que ocasionam a fratura do material. A corrosão pode ser
influenciada pelo tipo de pH do meio, presença de oxigênio e temperatura do sistema. O
efeito do processo de corrosão depende da frequência cíclica da tensão, onde este
processo de corrosão acelera a degradação do material. A corrosão sob tensão é uma
forma de corrosão localizada que ocorre quando um material é simultaneamente
submetido à uma tensão num meio corrosivo. A corrosão sob tensão difere da corrosão
sob fadiga no aspecto das trincas: frequentemente ramificadas (sob tensão) ou seguem
uma direção preferencial e principal de propagação (sob fadiga) e também no modo de
aplicação da tensão uma vez que a carga na corrosão sob tensão é estática equanto
aquela sob fadiga é cíclica (Metals Handbook, 1987; Williams 1990).
1.4 - Processamento termomecânico, microestrutura e propriedades do
titânio e suas ligas.
As propriedades mecânicas, resistência ao desgaste e à corrosão estão
intimamente ligadas à microestrutura do material do implante. As ligas de titânio são
privilegiadas neste sentido já que podem ser obtidas num grande espectro de diferentes
microestruturas dependendo da composição química da liga e do processo
30
termomecânico de conformação. Esta característica torna as ligas de titânio altamente
passíveis de adequação para requisitos de aplicação e propriedade bastante específicos.
O titânio existe em duas formas alotrópicas, a baixas temperaturas apresenta a
estrutura cristalina hexagonal compacta (HC), comumente chamada de fase ;
acima de 883ºC se forma a estrutura cúbica de corpo centrado (CCC) denominada fase ß
(beta).
A temperatura de transformação da fase para fase ß do titânio puro pode
aumentar ou diminuir dependendo dos elementos que compõem a liga. Os elementos da
liga tais como Al, O, N, etc. que tendem a estabilizar a fase são chamados alfa
estabilizadores e a adição destes elementos aumenta a temperatura de transição da fase
beta. Enquanto que elementos que estabilizam a fase ß são conhecidos como beta
estabilizadores e são eles V, Mo, Nb, Fe, Cr, etc. A adição destes elementos diminui a
temperatura de transição da fase beta (Geetha M., et al, 2009).
As fases e ß formam a base da classificação normalmente aceita das ligas de
titânio. Ligas que contêm apenas estabilizadores e que consistem inteiramente de fase
são chamadas: ligas . Ligas que contém de 1 a 2% de estabilizadores ß e por volta
de 5-10% de fase ß são denominadas como próximas da fase . Ligas contendo altas
quantidades de estabilizadores ß que resultam em ligas compostas por 10 a 30% de fase
ß na microestrutura são conhecidas como: ligas + ß. Ligas com alta concentração de
estabilizadores ß onde a fase ß pode ser contida por resfriamento rápido são conhecidas
como ligas metaestáveis ß. Estas ligas se decompõem para a fase + ß com o passar do
tempo (Geetha M., et al, 2009).
A maioria das ligas de titânio utilizadas em biomateriais pertence à liga com
fases + ß ou a classe metaestável ß. As ligas tratadas termicamente e processadas a
temperaturas abaixo da temperatura de transição ß resultam em estrutura acicular ou
lamelar. Quando estas ligas são mecanicamente processadas abaixo da temperatura de
transição ß (região + ß) e tratadas termicamente nesta região, a microestrutura
encontrada é uma mistura de fases e ß equiaxiais. Dependendo da composição
química da liga, da temperatura de tratamento térmico e da taxa de resfriamento, uma
fração do volume equiaxial e a natureza da fase ß pode mudar. A liga Ti6Al4V é
ainda a liga biomédica α + β mais comumente usada e é normalmente utilizada após
recozimento (Geetha M., et al, 2009).
As ligas α mais comumente utilizadas são as de titânio comercialmente puro em
diversos graus diferentes. São na realidade ligas de titânio e oxigênio, titânio e cobre, e
31
com a composição ternária Ti-Al-Sn. Grande parte das ligas α-β contém elementos
estabilizadores de fase e que atuam como reforços da fase α, conjuntamente a presença
de 4-6% de elementos estabilizadores β, que permitem que uma quantidade substancial
desta fase se mantenha estável após a têmpera da fase β ou α + β. Estas ligas podem
conter entre 10 a 50% de fase β a temperatura ambiente. As ligas α-β são as de maior
importância comercial se destacando a liga Ti6Al4V (IMI 318), como responsável pela
metade das vendas das ligas de titânio na Europa e nos Estados Unidos (Metals
Handbook, 2004).
A adição de alumínio estabiliza a fase α (hexagonal compacta), enquanto que a
adição de vanádio estabiliza a fase β. A maioria das ligas de titânio é constituída de
cristais da fase α ou contém pequenas quantidades da fase β (cúbica de corpo centrado)
na matriz α. Assim, a propriedade mais importante derivada dessa combinação é a
resistência às cargas cíclicas, as quais um implante ortopédico está sujeito a receber
(Jesuíno et al, 2001).
Murr e equipe de cientistas em 2009 pesquisaram a influência da estrutura
cristalina nas propriedades mecânicas da liga Ti6Al4V e determinaram que a fase α
(HC), apresenta uma densidade de deslocamento da rede atômica no plano basal (0001)
de aproximadamente 4x109.cm
-2 enquanto a fase β mostrou um deslocamento maior no
seu plano de maior empacotamento atômico (111) chegando a 1010
. cm
-2. Concluíram
que a densidade de deslocamento é muitas vezes a maior contribuição microestrutural
para a resistência mecânica e a dureza de uma liga de titânio (Murr et al.2009).
CAPÍTULO II
TRATAMENTOS DE SUPERFÍCIE
2.1 – Modificações superficiais: mecânicas, físicas e químicas.
O maior desafio quando se trata de modificações superficiais de biomateriais é
manter as propriedades mecânicas do material, alcançando as modificações apenas
superficialmente, atingindo assim, o objetivo de influenciar tão somente a biointeração
osso/implante. Se tal tratamento for eficiente, as propriedades mecânicas e a
funcionalidade do dispositivo não serão afetadas e a relação de biocompatibilidade entre
a interface osso/implante tende a ser melhorada (Ratner, 2004). Existem vários
tratamentos superficiais descritos na literatura e, de uma forma geral, são classificados
como modificações mecânicas, físicas, químicas ou eletroquímicas.
32
As modificações mecânicas de superfície mais comuns são: a usinagem, a
retificação, o polimento e o jateamento (Buser et al.,1999). O objetivo das modificações
mecânicas é obter uma superfície com topografia e rugosidades ideais para biointeração,
remover contaminações superficiais e/ou aumentar a aderência dos tratamentos que
poderão ser feitos posteriormente (Lausmaa et al., 2001). Estas técnicas produzem
modificações físico-químicas e morfológicas nas superfícies dos metais e podem ser
classificadas como de subtração ou adição (Sykaras et al., 2000).
Os processos de subtração são aqueles que retiram uma camada da superfície do
metal, fazem parte destes processos o jateamento de partículas, o ataque químico e mais
recentemente a modificação a laser. Tanto o processo de jateamento quanto o de ataque
químico, necessitam de neutralizadores para remover e neutralizar os ácidos e os óxidos
formados durante o processo, para que se possa utilizar a superfície modificada em um
meio orgânico. A maioria dos implantes comercializados e classificados como híbridos,
implante de articulação fêmur/quadril, por exemplo, têm suas superfícies tratadas pelos
dois processos, o jateamento e o ataque químico (Silva et al., 2006).
O processo de adição por sua vez, é caracterizado pela deposição de uma
camada extra sobre a superfície do metal, produzindo superfícies porosas ou rugosas.
Nestes casos um dos processos mais usados tem sido a aspersão térmica, através do
processo de plasma spray, que é empregado para revestir implantes com titânio ou
hidroxiapatita (Lanchetta et al., 2001).
Apesar de existirem ainda hoje opiniões contrárias quanto à necessidade de um
determinado grau de rugosidade para uma boa osseointegração existem evidências
estatísticas que demonstram uma correlação positiva entre contato osso/implante e grau
de rugosidade (Gugelmin, 2009). Já foi observado que rugosidade entre 0,2 - 5 µm já
são suficientes para ancoragem óssea ao implante (Granato, 2008). Além disso, há
pesquisas atuais que demonstram o desenvolvimento de implantes com bioatividade
comprovada que, através de diversos tipos de tratamentos superficiais como, plasma
spray, deposição por eletroforese e anodização eletroquímica, apresentam uma melhor
interação osso/implante e mais efetiva osseointegração conferindo assim vida útil maior
ao implante (Holzapfel et al. 2012).
Além de usinagem e polimento, outras modificações mecânicas podem ser
realizadas, como o processo chamado sand-blasting ou grit-blasting. Este processo
consiste em jatear a superfície metálica com partículas projetadas em alta velocidade
por ar comprimido. O material utilizado no jateamento é em geral cerâmico (alumina
Al2O3), que possui diversas granulometrias o que altera a rugosidade e outras
33
características do implante. A desvantagem do processo de jateamento é que partículas
jateadas podem ficar impregnadas na superfície do implante podendo modificar as
propriedades físico-químicas do biomaterial, espessura, morfologia, composição
química, grau de cristalinidade. (Amarante, 2001).
Há vários estudos sobre o jateamento com dióxido de titânio (TiO2) que
indicam boa eficácia quando comparado aos usinados mecanicamente. Um estudo
comparativo entre Ronold e Ellingsen em 2002 mostrou, por testes mecânicos, que a
adesão máxima osso/implante foi obtida com jateamento de partículas de TiO2 com
granulometria entre 180-220
Já os tratamentos superficiais por métodos químicos são em maior número e são
empregados tratamentos ácidos, alcalinos, bioquímicos e o método sol-gel, como
exemplos.
No caso do tratamento com ácidos, são usados ácidos fortes como o HCl,
H2SO4, HNO3, e HF. No tratamento chamado de dual acid-etching é usada uma mistura
de dois ácidos (HCl e H2SO4) concentrados por alguns minutos, a uma temperatura
100°C, onde o implante de Ti é imerso (Park & Davies, 2000; Trisi et al., 2002).
Outro processo também bastante utilizado é o tratamento em solução alcalina
com a presença de NaOH ou KOH a uma concentração de 5 a 10 mol.L-1
com posterior
tratamento térmico a 600°C por uma hora (Kim et al., 1996).
2.2 – Tratamento eletroquímico
O método eletroquímico consiste na oxidação anódica numa célula eletrolítica
que é um dispositivo onde ocorrem reações de oxirredução, permitindo a interconversão
de energia elétrica e química. Na célula eletrolítica o processo não é espontâneo, é
utilizada energia elétrica para produzir uma reação química. As propriedades estruturais
e químicas dos óxidos anódicos que se obtém podem ser variadas dependendo dos
parâmetros do processo como, potencial anódico, composição e concentração do
eletrólito, corrente, tempo e temperatura. Recentemente, o processo de anodização
eletroquímica tem atraído grande atenção devido às modificações de superfície e de
propriedades que proporciona ao biomaterial (Yun K., et al., 2010). Com este tipo de
modificação superficial, obtêm-se óxidos estáveis que promovem melhor resistência à
corrosão e um aumento da bioatividade do material (Chiang, 2009).
Existem três tipos diferentes de controle para realização da oxidação numa
célula eletrolítica: o controle galvanostático, o potenciostático e o potenciodinâmico. O
34
galvanostático é aquele no qual se aplica uma densidade de corrente constante através
do circuito por um determinado de tempo. No controle potenciostático, o potencial
aplicado entre os eletrodos da célula é mantido constante. De um modo geral, o
emprego de tais métodos como o galvanostático (corrente constante) e o potenciostático
(potencial constante) que utilizam altos potenciais para o crescimento dos óxidos na
superfície são menos favoráveis para o controle dos parâmetros de crescimento dos
óxidos (potencial aplicado, corrente e tempo) (Tossato, 2009). Já, o método
potenciodinâmico, consiste na aplicação de uma varredura linear de potenciais, entre o
potencial inicial (Ei) e o potencial final (Ef), mantendo-se então, o sistema polarizado
em Ef. Quando a varredura é realizada no sentido anódico há a obtenção de óxidos
superfíciais.
Com a aplicação da varredura de potenciais, analisa-se a variação da corrente
em função do tempo, e entre o Ei e o Ef são utilizados potenciais de baixa voltagem (da
ordem de -1,0 V a 5 V) (Kissinger e Heineman, 1983).
Kawashita e colaboradores, em 2009, compararam o crescimento e
desenvolvimento celular na superfície de Ti cp anodizado a 100, 150 e 180 V, por um
minuto (método potenciostático), à temperatura ambiente, utilizando o eletrólito H2SO4.
Observaram que, a camada de óxido formada consistiu numa estrutura tridimensional
apresentando inúmeros poros e o aumento da rugosidade foi diretamente proporcional
ao aumento do potencial de 100 V para 180 V. A porosidade e o tamanho dos poros
aumentaram com o aumento do potencial de 100 para 150 V, enquanto que a estrutura
da camada porosa não se modificou quando o potencial foi aumentado de 150 V, para
180 V. Após sete dias em SBF (solução que simula fluidos corpóreos), as superfícies de
óxido anodizadas a 150 V e 180 V estavam completamente recobertas por uma densa
camada de HAP (hidroxiapatita) enquanto que na amostra de óxido formado a 100 V,
somente algumas poucas formações de apatita foram observadas. Ressaltando que HAP
é uma molécula bioativa que compõe cerca de 65% da porção inorgânica do osso, sendo
aplicada nos estudos biomiméticos indicando a melhoria da bioatividade dos implantes
metálicos.
Souza e colaboradores em 2011 obtiveram camada de óxido sobre Ti cp através
do método galvanostático, em eletrólito a base de cálcio e fósforo empregando duas
diferentes densidades de corrente, 150 mA.cm-2
e 300 mA.cm-2
, por 100 segundos. O
objetivo do experimento foi obter maior rugosidade e porosidade sobre o Ti cp através
de camada porosa de óxido de titânio melhorando a sua capacidade de osseointegração.
Observaram que o tamanho dos poros aumentou com o aumento da densidade de
35
corrente de 0,9 µm (150 mA.cm-2
) para 3 µm (300 mA.cm-2
). Após a obtenção da
camada de óxido as amostras foram imersas em solução SBF por 14 dias, observaram
formação de camada de HAP em ambas as amostras, no entanto as diferentes
densidades de correntes não causaram nenhuma diferença na morfologia da camada de
apatita formada.
Em 2001, Marino e pesquisadores estudaram a estabilidade da camada de óxido
sobre Ti cp em meio contendo ácido fosfórico. A obtenção da camada de óxido se deu
através do controle potenciodinâmico, onde o eletrodo de trabalho utilizado foi o de Ti
cp, o eletrólito utilizado foi o ácido fosfórico em meio de sais de sódio, num pH entre 1-
5 a uma concentração de 0.5 mol.L-1
. O potencial inicial aplicado (Ei) e final (Ef), para
o método potenciodinâmico de crescimento óxido a 50 mV.s-1
, foi Ei = -1,0 V e Ef =
1,0; 2,0; 3,0; 4,0 e 5,0 V. Inicialmente, a voltametria cíclica foi utilizada para
caracterizar o sistema, variando o potencial final (Ef) entre -1.0 e 5.0 V. Após a
varredura de potenciais puderam observar que a razão de crescimento dos filmes óxidos
ocorre a 2.5 nm.V-1
, independentemente do pH do eletrólito.
Para os biomateriais Ti grau 2 e a liga Ti6Al4V, a modificação eletroquímica
consiste na oxidação anódica da superfície do implante com consequente formação de
filme óxido, no qual dependendo do eletrólito e dos parâmetros do processo (potencial
anódico, composição e concentração do eletrólito) obtém-se uma variedade de óxidos
anódicos com diferentes propriedades estruturais e químicas (Schmuki, et al., 2011).
Os tratamentos superficiais visam, portanto, modificar a superfície dos metais
implantáveis influenciando positivamente na biointeração osso/implante, podendo
torná-los mais bioativos por meio da modificação morfológica de sua superfície, sem
alteração das propriedades mecânicas e físico-químicas do material.
2.3 – Obtenção de óxidos de titânio
A formação da camada de óxido na superfície do Ti e de suas ligas ocorre
espontaneamente quando o metal está em contato com o ar atmosférico ou com a água,
podendo apresentar os seguintes filmes óxidos, TiO, Ti2O3, e/ou TiO2. O dióxido de
titânio (TiO2) é o mais comum e mais estável sob várias condições (Metals Handbook,
1987). Segundo o diagrama de Pourbaix – E versus pH (figura 9) que indica as espécies
estáveis termodinamicamente, pode-se observar uma extensa faixa de potencial e pH
onde o TiO2 se mantém estável.
36
O TiO é a camada mais interna em contato com o metal, Ti2O3 é a camada
intermediária e o TiO2 é a que se forma mais externamente. Quando o titânio é imerso
em uma solução oxidante, como na anodização eletroquímica em meio ácido, uma série
de reações ocorre formando nanoestruturas na sua superfície (Liu et al., 2010).
pH
Fig. 9 – Diagrama de Pourbaix para o Ti em meio aquoso: representação dos potenciais
de equilíbrio (E) em relação ao pH (Pourbaix, 1963).
Dentre os óxidos de metais de transição o dióxido de titânio (TiO2) é um dos
compostos mais estudados em ciência de materiais, com mais de 40.000 publicações
nos últimos 10 anos. O interesse das pesquisas está diretamente relacionado a sua
notável atoxicidade quando submetido ao contato com o ser humano e a alta resistência
à corrosão que apresenta (Schmuki, et al., 2011).
O dióxido de titânio (TiO2) pode ser obtido anodicamente segundo a reação 2:
Ti+2H2OTiO2+4H++4e- [2]
Este óxido forma uma película contínua e aderente ao substrato de titânio de
aproximadamente 2 a 10 nm de espessura. A excepcional biocompatibilidade se dá pela
interação desta fina camada com os fluídos corpóreos (Chiang et al., 2009). Tanto a
espessura quanto a composição química da camada de óxido de titânio exibem
importante função na adsorção de proteínas, provenientes dos fluídos biológicos bem
como na atração de células em sua superfície (Yun et al., 2010; Liu et al., 2004).
37
Assim, a natureza, a composição e a espessura dos óxidos que se formam sobre a
superfície dependem das condições do meio.
As teorias desenvolvidas para explicar a ocorrência de filmes de óxidos sobre
diferentes substratos metálicos existem há mais de 5 décadas, contudo ainda hoje são
estudadas a fim de esclarecer os mecanismos de formação e crescimento destes filmes
sob diferentes meios. O crescimento anódico de filmes de óxidos em meios aquosos
pode ser explicado pelo modelo de alto campo (High Field Model – HFM).
O Modelo de Alto Campo (ou também chamado a Campo Constante) pressupõe
que a força do campo elétrico através do filme óxido diminua com o aumento da
espessura da camada de óxido que se forma. Este modelo é representada pela expressão
3:
j= A exp (Bε) ε = V/L [3] onde, j= densidade de corrente, responsável pela formação do filme óxido; ε= campo
elétrico; V= potencial aplicado; L= espessura do filme; A, B = constantes (parâmetros
dependentes da temperatura) (Marino, 2001).
O titânio pertence a uma classe de metais chamada “Metais Válvula” que é
composta por outros metais, tais como, Nb, Ta, Zr, Hf, Al, V, Mo; estes metais possuem
a característica comum de formação de camada de óxido passiva de difícil redução. Os
óxidos dos metais válvula apresentam grande tendência à formação de óxidos
espontâneos e estáveis em diferentes meios e condições. Com isso, o filme de óxido de
titânio obedece à lei cinética do Modelo de Alto Campo, ou seja, a espessura da película
possui um crescimento linear com o aumento do potencial aplicado. Os filmes de óxidos
crescidos anodicamente sobre o titânio podem se comportar como semicondutores e sua
taxa de crescimento, é de aproximadamente 2.5 nm.V-1
(Marino, 2001). Além disso, em
2004, Marino e colaboradores determinaram, por meio de caracterização XPS (X-ray
photoelectron spectroscopy), que o óxido obtido sobre titânio em solução tampão PBS
(phosphate buffer solution) é o TiO2 (dióxido de titânio).
Yang e equipe de pesquisadores, em 2004, observaram que a oxidação anódica
em solução de 1 mol.L-1
de H2SO4 com um potencial aplicado de 155 V combinada com
tratamento térmico após obtenção da camada de óxido, é um método efetivo para tornar
a superfície do titânio bioativa. Após oxidação anódica, a superfície foi observada e
estava recoberta com camada porosa de óxido de titânio, sendo então submetida a
tratamento térmico a 600°C para cristalização das fases do óxido formado. O titânio
anodicamente modificado foi imerso em solução que simula os fluidos corpóreos (SBF)
38
por 6 dias e a partir daí ocorreu formação de hidroxiapatita (HAP), caracterizando uma
superfície bioativa.
Em pesquisas dos anos de 2001 e 2002, Zhu e colaboradores utilizaram um
eletrólito de glicerolfosfato de cálcio e acetato de cálcio para formação de camada de
óxido contendo Ca e P em implantes de titânio. Utilizando este eletrólito observaram
que a camada de óxido obtida era porosa, de alta cristalinidade e rica em Ca e P,
elementos que estimulam a osseointegração. A camada de filme óxido obtida
apresentou-se sem microfissuras, aderida ao substrato metálico e com razão Ca/P
próxima de 1,67, que é a razão de proporcionalidade presente num tecido ósseo cortical
normal. Por fim, apresentou propriedades superficiais com resposta biológica positiva.
A anodização eletroquímica é um método simples e eficiente para se modificar a
superfície do titânio e suas ligas, obtendo películas de óxidos que podem melhorar a
biocompatibilidade e a bioatividade dos implantes. A camada de óxido anódico pode
apresentar diversas propriedades que dependem da composição e da microestrutura do
material anodizado e dos parâmetros do processo (potencial de anodização, composição
do eletrólito, temperatura e corrente) (Liu et al., 2004).
CAPÍTULO III
NANOTECNOLOGIA
3.1- Nanotubos auto-organizados
Nanociência pode ser definida como a “área do conhecimento que estuda os
princípios fundamentais de moléculas e estruturas, nas quais pelo menos uma das
dimensões está compreendida entre cerca de 1 e 100 nanômetros”. Estas estrututras são
conhecidas como nanoestruturas, portanto, nanotecnologia “seria a aplicação destas
nanoestruturas em dispositivos nanoescalares utilizáveis”. Há a definição que
“nanoescala não implica apenas uma questão de ser pequeno, trata-se sim, de um tipo
especial de ser pequeno”; é a aplicação de nanoestruturas em dispositivos nanoescalares,
com propriedades fundamentais e específica aplicação. Aliadas a nanoescala estão as
propriedades fundamentais, químicas e físicas dos materiais, que dependem do tamanho
ou, que mantém uma correlação direta com as dimensões, a qual constitui o ponto
principal de toda a nanociência (Ratner, 2004).
Uma definição que demonstra e enfatiza os dois aspectos abordados, tamanho e
sua relação com a propriedade, foi dada por Roco, em 2001, na National Science
Foundation, “o nanômetro é um ponto mágico na escala dimensional. As nanoestruturas
39
são a confluência do menor dispositivo feito pelo homem e a maior molécula das coisas
vivas. A ciência e a engenharia da nanoescala referem-se aqui ao entendimento básico e
aos resultados dos avanços tecnológicos, oriundos da exploração das novas
propriedades físicas, químicas e biológicas dos sistemas que apresentam tamanho
intermediário entre os átomos isolados, moléculas e materiais estendidos, no qual as
propriedades de transição entre estes dois limites podem ser controladas” (Roco, 2001).
O “tipo especial de ser pequeno” é, portanto, no contexto da nanotecnologia, um
paradigma da maior importância, na medida em que nem tudo que tem dimensões
nanométricas é, necessariamente, nanotecnológico.
A obtenção destas estruturas nanoescalares se dá através de métodos químicos,
nanotecnologia molecular, criação de estruturas orgânicas, inorgânicas e mesmo
híbridas, átomo por átomo, molécula por molécula. É o conhecido, fenômeno de auto-
organização e automontagem. O domínio e a aplicação destes fundamentos têm
permitido a síntese de novos materiais, com as mais diferentes morfologias: são as
nanopartículas, nanotubos, nanofios, nanofitas, nanobastões, nanoesponjas e outras
estruturas (Alves, 2004).
Existem várias maneiras de se obter nanoestruturas, a primeira intitulada por
método assistido foi desenvolvida por Hoyer que utilizou o método de deposição
eletroquímica num modelo já recoberto com alumina porosa (Hoyer et al., 1996). Mais
tarde, outros modelos de recobrimento foram desenvolvidos, como técnicas de sol-gel, e
método hidrotermal com ou sem modelo poroso e, por fim, deposição atômica. Muitos
dos processos são reações de hidrólise ácida catalisadas com Ti precursor alcóxido,
seguidas de uma reação de condensação, isto é, uma espécie de cadeia polimérica
gelatinosa de Ti-O-Ti se desenvolve e depois é hidrolisada resultando num precipitado
de TiO2.
A síntese hidrotermal, que foi primeiramente desenvolvida por Kasuga et al. em
1998; onde um volume de TiO2 em pó é tratado numa solução de NaOH em autoclave
de 100 a 150°C por algumas horas seguido de um tratamento ácido em HCl.
Na deposição atômica, as superfícies de modelos recobertas, por exemplo, com
alumina porosa podem ser recobertas com uma camada atômica após vários ciclos de
exposição a titânio precursor TiCl4 seguida de posterior hidrólise para purificação. Os
métodos apresentados foram desenvolvidos para aplicações bem específicas como na
área de fotocatálise, óptica, elétrica e dispositivos mecânicos e sensores.
Camadas de óxidos de nanotubos auto-organizados ou camadas porosas podem
ser obtidas através da anodização eletroquímica do metal adequado. Este método é o
40
que se aplica na modificação superficial de implantes metálicos para odontologia e
ortopedia com o objetivo de aumentar a área superficial dos implantes e assim alcançar
uma melhor interação osso/implante melhorando a bioatividade e a osseintegração
(Schmuki, et al., 2011).
Em 2010, Webster e demais pesquisadores desenvolveram um estudo sobre a
relação entre as nanoestruturas de TiO2 e o ataque bacteriano sobre a superfície de
implantes. Para a obtenção dos nanotubos auto-organizados foi utilizado eletrólito à
base de HF (ácido fluorídrico) a 1,5% em massa, aplicando potencial constante de 20 V
por 10 minutos. A estrutura nanotubular obtida apresentou diâmetro de 60 a 70 nm. O
objetivo do experimento foi demonstrar que, com as nanoestruturas (nanorugosidade,
nanotextura e nanotubos), ocorre a redução da adesão bacteriana sobre a superfície de
implantes metálicos à base de Ti e, por meio de testes in vitro, também constataram
aumento da formação de tecido ósseo.
3.2 - Nanotubos obtidos via eletroquímica
A primeira geração de nanotubos auto-organizados de TiO2 foi obtida em 1999
por Zwilling e colaboradores, por meio de anodização em eletrólito de ácido crômico
contendo ácido fluorídrico. Neste experimento, os nanotubos atingiram uma espessura
máxima de 500 nm, não se mostraram altamente organizados e suas paredes
apresentaram certa heterogeneidade. A partir deste experimento padronizou-se que uma
pequena adição de íons fluoreto no eletrólito desencadeia a formação dos nanotubos
(Zwilling et al., 1999).
Este primeiro trabalho indicou que a estrutura nanotubular formada apresentava-
se com microestrutura de fase amorfa podendo conter pequenas porções cristalinas, a
parede heterogênea foi associada à flutuação de corrente no processo e o limitante da
espessura da camada dos nanotubos associado à relação de equilíbrio entre o
crescimento da camada de nanotubos e a dissolução química do eletrólito e eletrodo de
trabalho (Schmuki et al, 2011).
Já a segunda geração de nanotubos de TiO2 foi obtida em 2005 por Macak e sua
equipe. Neste estudo foi observado que o pH influencia diretamente na espessura da
camada de nanotubos, mostrando que condições de neutralidade viabilizam a obtenção
de nanotubos mais alongados. Na presença de eletrólitos não aquosos, a parede dos
nanotubos se mostra mais lisa e pode crescer com mais alta razão de aspecto, ou seja, a
proporção de crescimento é maior na direção longitudinal que radial, além de apresentar
nanotubos mais bem organizados.
41
Diversos fatores influenciam na morfologia e microestrutura dos nanotubos,
como pH e composição do eletrólito, concentração de F- (íons fluoreto), características
da superfície do metal a ser anodizado , temperatura de anodização, potencial aplicado
(no caso de anodização a potencial constante), teor de água no eletrólito, temperatura,
tempo e atmosfera de tratamento térmico após a síntese eletroquímica. (Macak et al.,
2005).
Utilizando um sistema de eletrólito orgânico, por exemplo, o de etileno glicol,
Albu em parceria com Schmuki em 2007 obteve uma camada de nanotubos quase ideal,
hexagonalmente arranjada com espessura de 250 µm, surgindo então a terceira geração
de nanotubos (Albu et al., 2007).
Formas nanoparticuladas de TiO2 são largamente utilizadas para se alcançar a
melhora de propriedades em função da área superficial. A máxima área de superfície
específica, por exemplo, para qualquer reação catalítica, é necessária para se atingir a
máxima eficiência do processo.
No caso da aplicação em implantes metálicos, o aumento da área superficial
proporciona o aumento da interação osso/implante podendo acarretar um melhor
desempenho da bioatividade do conjunto (Schmuki, et al., 2011).
Na anodização eletroquímica, os nanotubos do óxido de titânio se alinham
perpendicularmente à superfície do substrato e com tamanho bem definido e controlável
vão se formando à medida que ocorre a oxidação do substrato (metal base), e é o que
comumente é chamada de auto-organização dos nanotubos (Schmuki, et al., 2011). O
uso da anodização eletroquímica permite que qualquer superfície de Ti ou outro metal
seja recoberto com uma densa e definida camada de nanotubos e assim, observa-se a
característica de extrema versatilidade no processo de estruturação dos nanotubos.
Quando os metais são expostos a uma diferença de potencial anódica (potencial
a campo constante) em uma configuração eletroquímica, uma reação de oxidação se
inicia.
M M n+
+ ne- [4]
Dependendo principalmente do eletrólito e dos parâmetros particulares da
anodização, existem essencialmente três possibilidades de reação.
Os íons do metal são solvatados no eletrólito, o metal é continuamente
dissolvido (a corrosão ou eletropolimento do metal é observada) ou os íons do metal
reagem com o do eletrólito e formam uma camada de óxido compacto
MO , se o óxido não for solúvel no eletrólito. Sob condições eletroquímicas específicas
42
ocorre a competição/concorrência entre a solvatação do íon metálico e a formação do
óxido metálico nanométrico tubular, ou seja, a estrutura auto-organizada de nanotubos.
As condições específicas da reação eletroquímica é que estabelecem exatamente
qual morfologia nanotubular será encontrada no final da anodização, tendo-se como
principais parâmetros o eletrólito ácido escolhido, o pH da solução, o potencial
aplicado, o tempo de anodização e o metal ou liga metálica que sofrerá a oxidação
(Schmuki, et al., 2011).
Quando se aplica um determinado potencial à célula eletroquímica contendo
íons fluoreto ocorre, com o passar do tempo, a formação de óxido poroso/tubular. A
concentração de íons fluoreto (F-) interfere diretamente na formação dos nanotubos.
Quando a concentração do fluoreto é baixa (≤ 0,05%), a característica da solução é de
íons fluoreto livres que, após a anodização do material, formam uma camada estável e
compacta de óxido. Desta forma, não há o surgimento dos nanotubos e sim, os poucos
íons fluoreto combinam-se com o Ti do substrato anodizado resultando na molécula da
reação ref.5 que é solúvel no eletrólito.
Ti4+ + 6F- [TiF6]
2- [5]
Com a concentração por volta de 1%, considerada alta, não se observa a
formação de camada de óxido. Todo o Ti4+
formado reage imediatamente com o
fluoreto abundante formando [TiF6]2-
solúvel no eletrólito e se inicia um processo de
corrosão efetivo (mostrada na ref.6).
TiO2 + 6F- [TiF6]2- + 2H2O [6]
Assim, com uma concentração intermediária, entre 0,3% a 0,5% do íon fluoreto
no eletrólito, ocorre a competição entre a formação do óxido de titânio e a solvatação de
Ti4+
da superfície metálica, ocorrendo formação de óxido poroso ou formação
nanotubular (Schmuki, et al., 2011).
Quando se aplica um potencial constante numa anodização eletroquímica obtém-
se o gráfico de corrente versus tempo apresentado na figura 10 (a). A linha pontilhada
representa a anodização sem íons fluoreto obtendo-se apenas uma camada de óxido
compacto. A linha cheia representa o pico de corrente que ocorre quando se inicia a
formação nanotubular. A partir deste ponto ocorre a diferenciação morfológica da
estrutura de nanotubos auto-organizada em diferentes estágios.
H+
43
Fig. 10 – a) Curva típica de anodização eletroquímica (J x t)
b) Voltamograma (J x U) (Schmuk ; et al., 2011)
A figura 10 (b) representa um voltamograma de varredura de potencial para
diferentes concentrações de íons fluoreto (F-). Com alta concentração de F
- obtém-se o
metal eletropolido, camada de óxido compacto para quantidade insuficiente de F- e
formação de nanotubos auto-organizados para uma concentração intermediária de íons
fluoreto.
Schmuki e colaboradores, em 2007, afirmaram que tentativas têm sido realizadas
para a obtenção de nanotubos em substratos como a liga Ti6Al4V e outras ligas
ortopédicas de titânio. No entanto, dois desafios intrigam os pesquisadores: a dissolução
seletiva dos elementos menos estáveis da liga e as diferentes razões de reação nas
diferentes fases cristalográficas das ligas. Assim, presume-se que, ligas ideais para
formação de nanotubos sugerem uma única fase microestrutural e os elementos da liga
deverão fazer parte preferencialmente da classe dos metais válvula. Ainda, Arenas e
colaboradores em 2011 investigaram a possibilidade de obtenção de nanotubos de óxido
de titânio sobre a liga de Ti6Al4V usando o eletrólito a base de fosfato de amônio
(NH4H2PO4) com a adição de diferentes concentrações de fluoreto de amônio (NH4F).
Algumas morfologias de nanotubos de alta razão de aspecto, ou seja, com proporção de
crescimento maior longitudinal que radial, foram obtidas pelo controle da composição
do eletrólito, mantendo-se uma relação direta com o pH e a concentração de íons
fluoreto.
óxido poroso (OP)
(OP)
OC
OP
Metal eletropolido
b)
óxido compacto (OC)
b)
44
Sabe-se que a eficiência na formação de nanotubos em eletrólito contendo íons
fluoreto depende de sua concentração. A alta concentração de íons fluoreto no eletrólito
reduz a eficiência de formação do nanotubo, portanto, novamente necessita-se de uma
concentração intermediária de NH4F, ou seja, entre 0.15 mol.L-1
e 0.45 mol.L-1
(Arenas
et al., 2011).
Por fim, permanece o desafio da obtenção de estruturas de nanotubos auto-
organizados de óxido de Ti sobre a liga Ti6Al4V, que é também um dos objetivos deste
trabalho, bem como a reprodutibilidade deste processo de obtenção de nanoestruturas
para fins biomédicos.
Atualmente, 40% dos implantes são confeccionados com peças de titânio e suas
ligas. Mesmo superfícies complexas podem ser revestidas com nanotubos, como roscas
em implantes dentários e implantes completos de quadril, por exemplo.
Alguns estudos têm mostrado que as camadas auto-organizadas de nanotubos de
TiO2 sobre o metal do implante melhora a cinética de crescimento da hidroxiapatita
(HAP) quando comparada com superfícies que contenham apenas a camada de óxido,
atuando positivamente na osseointegração e consequentemente, diminuindo o tempo
total de formação óssea (Schmuki, et al., 2011). Como já descrito, a hidroxiapatita
(HAP) é uma molécula bioativa, que compõe cerca de 65% da parte inorgânica do osso,
sendo um bom indicativo da melhora na bioatividade os estudos biomiméticos
utilizando o crescimento de HAP sobre os implantes metálicos.
Em 2006, Tsuchiya, e demais pesquisadores, estudaram o crescimento de
hidroxiapatita sobre nanotubos de óxido de titânio. Os nanotubos auto-organizados de
TiO2 foram obtidos pelo método eletroquímico em dois diferentes eletrólitos, H2SO4/HF
e Na2SO4/NaF. As camadas de nanotubos auto-organizados tinham comprimento de 2
µm e diâmetro de 100 nm em eletrólito neutro de Na2SO4/NaF e, em eletrólito ácido,
obtiveram camadas de nanotubos com menor espessura, da ordem de 500 nm e o
mesmo diâmetro. Constataram que, as camadas de nanotubos melhoram o crescimento
da hidroxiapatita quando comparado com o crescimento de HAP em camada de óxido
não nanoestruturada, simples. As amostras com camada de óxido simples, que ficaram
imersas em SBF (solução que simula fluidos corpóreos) por 14 dias, não apresentaram
crescimento de HAP, no entanto, aquelas com estruturas nanotubulares apresentaram a
formação de uma fina camada de HAP, no mesmo período de tempo. O recobrimento e
a morfologia da camada de apatita dependem da espessura da camada de nanotubos e
seu diâmetro. A amostra com espessura de nanotubos de 2 µm (mais espessa),
apresentou um crescimento mais eficiente de apatita e, quando estas amostras foram
45
submetidas a recozimento para cristalização, o tempo para formação de HAP baixou
para apenas 2 dias (Tsuchiya et al., 2006).
Com relação às condições superficiais, Lu e equipe de pesquisadores em 2011,
avaliaram o efeito da rugosidade da superfície na formação dos nanotubos de TiO2
durante a anodização. Compararam o mecanismo de formação dos nanotubos entre
amostras eletropolidas com amostras polidas mecanicamente, e por meio de análise de
materiais por microscopia de força atômica (AFM) observaram que é possível que a
superfície de Ti consista de grãos com diferentes orientações cristalográficas e que a
textura da superfície seja influenciada pela distribuição destes grãos. Ainda, a grande
variação da rugosidade da superfície é bastante significativa e pode implicar no ataque
químico irregular durante a anodização.
Concluíram também que, o que influencia no tamanho dos nanotubos e sua
distribuição é a espessura da camada barreira de óxido. Quanto maior a camada barreira
de óxido mais espessa será a parede do nanotubo, além disso, o pré-tratamento
superficial (lixamento/polimento ou eletropolimento) também influenciam no processo.
Para a amostra modificada mecanicamente, a formação da camada barreira de óxido
acredita-se que se forme mais rapidamente devido a superfície de Ti mais exposta,
propiciando maior oxidação sob a região que sofreu a tensão do lixamento e ligeiro
aumento da temperatura da região a ser anodizada. Por meio deste estudo foi possível
concluir que a modificação mecânica possibilita a obtenção de camadas de nanotubos
auto-organizados de TiO2 com camada barreira de óxido mais espessa, observou-se o
crescimento de um maior número de nanotubos por área anodizada e os diâmetros dos
nanotubos, em função da topografia do substrato, mostraram-se não homogêneos (Lu et
al., 2011).
Resta saber se as camadas de nanotubos são estáveis em meios que simulam
fluidos corpóreos. Para tanto, faz-se necessária a investigação sobre o mecanismo de
dissolução e o grau de estabilidade termodinâmica que possuem as camadas de
nanotubos. A presente pesquisa pretende esclarecer estes pontos por meio de um estudo
sistemático da estabilidade termodinâmica das camadas de nanotubos e da
suceptibilidade à dissolução quando imersas em sangue artificial por diferentes períodos
de tempo, o que faz deste estudo um modelo pioneiro de análise eletroquímica de
dissolução de camada de óxido, pois, não foi encontrado na literatura outro estudo que
fizesse uso da imersão de amostras com óxido nanotubular sobre sua superfície, imersas
em fluido corpóreo corrosivo por diferentes períodos de tempo.
46
CAPÍTULO IV
BIOATIVIDADE
4.1 – Bioatividade superficial & Osseointegração
Bioatividade é definida como a propriedade de formar tecido sobre a superfície
de um biomaterial e estabelecer uma interface capaz de suportar cargas funcionais
(Ducheyne e Kohn, 1992). Esta propriedade é inerente a algumas substâncias ao
participarem em reações biológicas específicas. A hidroxiapatita (HAP) é uma dessas
substâncias e por isso é muito utilizada como recobrimento para implantes endósseos,
constituindo uma superfície bioativa para ancoramento de osso neo formado.
Quanto à resposta biológica, os biomateriais podem ser: bioinertes, bioreativos e
bioativos. Os bioreativos ficam no limite entre os materiais bioinertes e os bioativos e os
metais válvula, como, o Titânio, Nióbio e Tântalo, adquirem bioatividade após um
tratamento de ativação de sua superfície oxidada. Já os materiais inertes não estimulam
o crescimento tecidual, não provocam reação de diferenciação celular.
Os materiais bioativos classificam-se em: biovidros, vitrocerâmicas bioativas e
as cerâmicas de fosfato de cálcio, dentre as quais a hidroxiapatita é a mais pesquisada.
A desvantagem desses materiais consiste na baixa resistência à fadiga e à tração, o que
limita seu uso como implante ortopédico. Na ciência ainda não foi desenvolvido um
material cerâmico que se iguale às propriedades mecânicas das ligas metálicas
(Marques, 2007).
A hidroxiapatita é o principal componente da matriz óssea (65%) e, como
consequência dessa estrutura bioativa, as suas propriedades como biocompatibilidade e
atividade biológica são fundamentais (Vercik et al, 2003). Dentre as biocerâmicas, a
principal atribuição é a sua alta compatibilidade com o meio fisiológico (elementos
como cálcio, potássio, magnésio, sódio, entre outros) nos quais seus íons se equivalem.
A hidroxiapatita (Ca10(PO4)6(OH)2) e o ß–fosfato tri cálcico (ß–Ca3(PO4)2) são
os materiais mais comumente usados, por serem compatíveis com a fase mineral do
osso e por responderem melhor a aposição de osso no implante (Rosa, 1998).
Para o uso em biomateriais, como os metais válvula e suas ligas, a hidroxiapatita
é considerada osseocondutora, atuando como matriz física e permitindo deposição óssea
e formação de novo osso sobre o implante (Rosa, 1998; Guochao et al., 2008).
Superfícies contendo materiais bioativos têm como principal característica
acelerar mediadores celulares e promover a diferenciação e a proliferação de células
ósseas sobre o implante (Vasudev, 2004). A essa afinidade química entre o material
47
bioativo e as células ósseas dá-se o nome de osseocondutividade, ou seja, os glóbulos de
hidroxiapatita aceleram a produção de osteoblastos e consequentemente a
osseointegração (Kokubo, 1998; Zhao Xuhui et al ,2005 ).
Diversos trabalhos vêm utilizando a HAP (hidroxiapatita) em testes in vitro para
avaliação de bioatividade de superfícies de materiais biomédicos simulando a provável
atividade osseointegrativa que o biomaterial apresentaria in vivo.
A osseointegração foi primeiramente definida como sendo um contato direto
entre o osso remanescente e a superfície de um implante introduzido na região de
substituição óssea com resposta bioquímica no nível histológico de multiplicação
celular (Brånemark, 1983). Em termos clínicos, trata-se de um fenômeno biomecânico
cuja resposta é assintomática com fixação rígida entre implante e osso mantendo a
atividade funcional óssea (Albrektsson & Johansson, 2001). Em geral, um implante é
considerado osseointegrado quando não há, sob condições normais, movimento entre o
implante e o osso sob carregamento contínuo durante o período de cicatrização. Este
estado clínico é o resultado do que se chama aposição óssea direta sem o aparecimento
de cápsulas de colágeno vascularizadas, conhecidas como encapsulamento fibroso.
O conceito de osseointegração foi primeiramente aplicado para definir a conexão
entre osso e titânio, atualmente tem sido demonstrado que a ancoragem óssea também
pode ser obtida com outros materiais que também não apresentem reações adversas do
tecido hospedeiro (Wenz et al, 2008). Assim, o termo osseointegração é correntemente
aceito como sendo um termo geral para se tratar a interface da superfície de contato
osso-implante. Entretanto, a qualidade da interface do osso hospedeiro e da superfície
do implante é afetada pelas características do material do implante.
Vários estudos têm mostrado que o titânio e suas ligas exibem a natureza mais
biocompatível dentre outros metais e ligas utilizados como biomateriais e a menor
reação a corpo estranho quando comparado aos materiais tradicionalmente utilizados em
implantes endósseos (Eisenbarth et al., 2004; Hallab et al., 2003). Tem-se afirmado que
a osseointegração do titânio não é devida apenas a uma reação positiva tecidual, ao
contrário, o que ocorre é a ausência de uma resposta negativa do tecido que circunda o
implante, característica biocompatível do titânio.
O mecanismo de cicatrização do osso que sofre a implantação é estudado há
mais de 20 anos e concluiu-se que o sucesso na osseointegração vem da
biocompatibilidade do titânio, paralelo a esta característica surgiram novas
considerações para a melhoria da formação óssea na superfície do implante. As
características da superfície do implante determinam uma mudança no processo de
48
osseointegração e a nano e micro topografia e a composição físico-química têm a maior
influência no advento da osseointegração, especialmente ao nível histológico,
proporcionando compatibilidade biológica e morfológica (Mendonça et al., 2008).
Existem três requisitos de compatibilidade desejáveis para se obter biointeração
com formação de tecido duro e biofuncionalidade: biocompatibilidade, compatibilidade
mecânica e compatibilidade morfológica para receber tecido ósseo neo formado.
Modificações superficiais tendem a melhorar as características do implante tornando a
substituição óssea através de implantes cada vez mais vantajosa.
4.2 – Superfície de implante nanomodificada
As estruturas encontradas pelos osteoblastos (células responsáveis pela síntese
dos componentes orgânicos da matriz óssea, pela modificação celular óssea) no corpo
humano são de escala nanométrica, assim é necessário produzir materiais implantáveis
que possuam rugosidade nanométrica. Diversos estudos sugerem que materiais com
recobrimento nanométrico melhoram a atividade celular quando comparados com
materiais com microrugosidades tradicionais (Gutwein & Webster, 2004). Superfícies
nanoestruturadas apresentam um aumento percentual de átomos, aumento de área
superficial e consequentemente, alta energia superficial o que possibilita um aumento da
adsorção de proteínas, característica desejável para regular as interações celulares na
superfície do implante.
Webster e demais pesquisadores em 2001 mostraram que a adesão de
osteoblastos aumenta em materiais recobertos com nanoestruturas em comparação com
aqueles não recobertos, e inúmeros estudos têm mostrado que a cultura de osteoblastos
em materiais com a superfície nanomodificada exibe melhor comportamento de
osteogênese, incluindo adesão, produção de células mesenquimais e mineralização
quando comparados com os materiais convencionais (Elias et al.,2002; Price et al.,
2003).
Diversos estudos in vitro têm demonstrado que a cultura de células nas
superfícies nanoestruturadas apresentam maior adesão, proliferação e deposição de
matriz óssea (Oh et al., 2006; Popat et al., 2007). O aumento da atividade celular in
vitro observado em estruturas contendo recobrimento nanoestruturado também pode ser
considerado para a situação real in vivo de crescimento ósseo. As superfícies de Ti
grau2 e da liga Ti6Al4V recobertas com estruturas de nanotubos melhoram
significativamente a resistência da ligação osso/implante, apresentando cerca de nove
49
vezes maior resistência que uma superfície lixada de titânio. Além disso, análises
histológicas revelaram que ocorre um melhor contato osso/implante e o aparecimento de
colágeno tipo I confirmou o melhor comportamento in vivo de nanotubos de titânio
(Bjursten et al., 2010; von Wilmowsky et al., 2009).
4.3 - Testes in vitro: método biomimético
Os testes in vitro têm como principal objetivo a análise da bioatividade dos
materiais que serão inseridos no organismo humano. Simulam os processos biológicos,
a fim de se obter parâmetros e evidências sobre a resposta biológica do tecido
hospedeiro (Ratner, 2004).
A aplicação de substâncias bioativas sobre biomateriais contribui para acelerar o
processo de adesão celular. O recobrimento com elementos como o cálcio (Ca) e o
fósforo (P) tem demonstrado melhor formação óssea devido à similaridade com a matriz
óssea. Assim, revestimentos biomiméticos são utilizados para induzir a
osseocondutividade e o crescimento mais uniforme de células ósseas por todo o
implante.
O método biomimético é uma das técnicas mais promissoras para a obtenção
de fosfato de cálcio, pois simula o processo de mineralização do osso. Este método
surgiu a partir de 1980, quando pesquisadores observaram que um substrato de biovidro,
rico em cálcio e fósforo, estabelecia uma forte ligação entre o substrato e o osso vivo.
Também apresentaram a simulação por meio de uma solução com tris-
hidroximetilaminometano e ácido clorídrico diluído mantendo o pH em 7,4.
Kokubo e colaboradores, em 2006, utilizaram o teste de imersão em solução que
simula o plasma sanguíneo como parâmetro de deposição óssea no implante. O implante
foi imerso em uma solução de SBF (simulated body fluid) e então houve precipitação de
moléculas à base de cálcio e fósforo na superfície do material, em uma razão atômica,
semelhante a do osso. O processo de formação de precipitados sólidos a partir do SBF
possui três etapas: interação química da superfície do implante com a solução, lenta
transformação dos núcleos em apatita cristalina e por fim o crescimento do cristal de
apatita (Attaia, 1988).
Gugelmin em 2009 estudou a bioatividade de superfícies de titânio grau 2 e da
liga Ti6Al4V, recobertas com fina camada de óxido de titânio obtidos via
eletroquímica. Os corpos de prova foram imersos em SBF por um período de 10 e 30
dias, com o objetivo de avaliar, in vitro, o processo de osseointegração. Foi observada a
formação de glóbulos de hidroxiapatita sobre os implantes de titânio, tanto Ti grau 2
50
quanto da liga Ti6Al4V, em apenas 10 dias de imersão, sugerindo que a camada de
óxido de titânio, obtida potenciodinamicamente, sob baixos potenciais (em torno de 5,0
V), favorecia a osseointegração.
Em 2005, Jin e demais pesquisadores, estudaram o crescimento em nano escala
de hidroxiapatita sobre a estrutura auto-organizada de nanotubos de TiO2 utilizando um
tratamento químico sobre a camada de nanotubos que foi obtida através de anodização
eletroquímica e compararam com amostras sem a estrutura nanotubular. As camadas
alinhadas verticalmente de nanotubos de TiO2 sobre um substrato de Ti cp (99,5%)
foram tratadas quimicamente com solução básica de NaOH para se estudar a possível
melhoria da bioatividade da camada nanotubular. Este tratamento químico foi realizado
imergindo as amostras em solução básica a 60°C por 60 minutos. Os nanotubos, após
tratamento químico, foram tratados termicamente a 500 °C por 2 horas, para se obter
uma estrutura mais cristalina.
Para avaliação do crescimento ósseo na superfície bioativa, por meio da
formação de hidroxiapatita, as amostras foram imersas em SBF a 36°C por 1, 2, 3 e 5
dias. Foi observado que o tratamento químico a que os nanotubos foram submetidos
quando imersos em solução de NaOH incrementou a formação de HAP, melhorando sua
bioatividade. As superfícies sem tratamento químico levaram 7 dias para formação de
HAP enquanto que aquelas tratadas quimicamente levaram apenas 1 dia para nucleação
de HAP (Jin et al., 2005).
Seunghan Oh e colaboradores, em 2005, estudaram a melhora da taxa de
crescimento de células osteoblásticas sobre a superfície de Ti tratada
eletroquimicamente, contendo nanotubos auto-organizados de TiO2. Foi observado
crescimento vertical e lateral de células de osteoblastos em estrutura nanotubular sobre
Ti demonstrando que a adesão e propagação das células foram significativamente
melhoradas em função da topografia dos nanotubos e o mecanismo de crescimento das
células atuou por toda a estrutura nanotubular, produzindo um arranjo celular totalmente
interconectado. O número de células que aderiram à estrutura de nanotubos quando
comparado à adesão celular em superfície de camada de óxido, aumentou de 300 a
400%. Os responsáveis por este aumento significativo são a característica intrínseca à
topografia dos nanotubos, o aumento significativo da área superficial e possivelmente a
presença de caminhos alternativos de crescimento celular entre os nanotubos.
Concluíram que, a rede vertical de nanotubos de TiO2 sobre um implante de Ti cp
apresenta uma excelente bioatividade superficial em implantes dentários. O crescimento
e a adesão celular podem ser significativamente melhorados, e ainda, a configuração de
51
nanotubos e seu alinhamento aceleram a proliferação celular de vários outros tipos de
célula (Seunghan Oh. et al., 2005).
CAPÍTULO V
OBJETIVOS GERAIS
Este trabalho teve como objetivos a otimização de parâmetros de anodização
eletroquímica para a obtenção de camadas auto-organizadas de nanotubos de TiO2,
sobre o Ti grau 2 e a liga ortopédica Ti6Al4V, o estudo da estabilidade eletroquímica
destes filmes óxidos nanoestruturados em meio fisiológico artificial e sua bioatividade
in vitro.
OBJETIVOS ESPECÍFICOS
Utilizar o método de anodização potenciostática e otimizar parâmetros de
potencial e tempo para obter películas de óxido nanotubular de TiO2,
homogênea e uniformemente recobertas por nanotubos com diâmetros e
espessuras adequados para aplicação biomédica, com reprodutibilidade e
repetitividade a um baixo custo experimental.
Utilizando o método eletroquímico de potencial de circuito aberto, investigar a
estabilidade termodinâmica das películas de óxido nanotubulares em
comparação com a estabilidade termodinâmica das camadas de óxidos
compactos (não nanoestruturados); avaliar a dissolução espontânea das camadas
de nanotubos e de óxido compacto após imersão em sangue artificial por
diferentes períodos de tempo.
Por meio da técnica de MEV (microscopia eletrônica de varredura), caracterizar
morfologicamente as nanoestruturas obtidas bem como, o mapeamento dos
diâmetros dos nanotubos utilizando o software livre ImageJ.
Caracterizar os elementos presentes na superfície dos óxidos nanoestruturados,
após imersão em sangue artificial, por meio da análise de elementos qualitativa
MEV/EDS.
Identificação dos óxidos superficiais presentes nos biomateriais
nanoestruturados por espectroscopia de fotoelétrons excitados por raios-X (XPS).
52
Avaliação da bioatividade superficial do biomaterial a base de titânio, recoberto
por camadas de nanotubos, por meio do método biomimético de nucleação e
crescimento de hidroxiapatita, após imersão em SBF.
CAPÍTULO VI
METODOLOGIA
6.1 – Materiais utilizados
6.1.1 – Célula Eletroquímica
Os experimentos de anodização eletroquímica e obtenção de potenciais de
circuito aberto (ECA) dos filmes de óxidos obtidos foram realizados utilizando-se uma
célula eletroquímica especialmente confeccionada para este estudo, de acordo com a
figura 11. Esta célula consiste de um “cilindro” com aproximadamente 6,0 cm x 5,0 cm
(A x Ø) e volume útil de aproximadamente 230 mL, com um orifício rosqueável na
parte inferior no qual é acoplada uma contra rosca de 2,5 cm de diâmetro. Na contra
rosca fica encaixado o pino de contato elétrico e a amostra que será anodizada. Na
tampa da célula fica o orifício de abertura por onde são inseridos o eletrólito e o contra
eletrodo (CE).
Fig. 11 - Célula eletroquímica usinada em PP (polipropileno) com rosca inferior e
contra rosca de fechamento; (A) imagem esquemática do posicionamento da amostra,
(B) imagem esquemática do posicionamento do pino de contato.
6.1.2 – Eletrodos
Os eletrodos de trabalho utilizados dividem-se em dois tipos de materiais, Ti
grau 2 empregado em implantes odontológicos e a liga Ti6Al4V, utilizada em implantes
Amostra (A)
Pino de contato (B)
Copo
Rosca
Contra rosca
Abertura da
célula
53
ortopédicos. O Ti grau 2 possui a composição química conforme a norma ASTM – F67
de 0,08% C, 0,03% N, 0,30% Fe, 0,25% O2, 0,015% H e 99,35% de Ti. O Ti grau 2,
procedente da empresa Titanium Industries, possui a espessura de 1 mm e as amostras
têm a dimensão retangular de 2,0 x 1,0 cm. A figura 12 mostra os corpos de prova de Ti
grau 2.
Fig. 12 – Foto das amostras de Ti grau 2.
O eletrodo de trabalho correspondente à liga de Ti6Al4V tem o formato
cilíndrico e apresenta composição química estabelecida pela norma ASTM – F136 de
0,010% C, 0,002% N, 0,004% H, 0,180% Fe, 0,102% O2, 5,960% Al, 4,000% V e
89,74% de Ti. A liga é proveniente da empresa Realum Ind. e Com. de Metais Puros e
Ligas Ltda com 2,0 cm e 0,5 cm de espessura. A figura 13 apresenta as amostras de
Ti6Al4V.
Fig. 13 – Foto das amostras de Ti6Al4V.
A área exposta ao eletrólito na anodização da amostra de Ti6Al4V é de
aproximadamente 1,76 cm² e a área exposta da amostra de Ti grau 2 é de
aproximadamente 0,28 cm², para esta última é necessário colocar-se um adaptador
54
motivo que causa a redução da área exposta. O pino de contato elétrico utilizado é de
latão (Cu-Zn).
O contra eletrodo (CE) ou eletrodo auxiliar utilizado na anodização
eletroquímica para a obtenção dos filmes de óxidos foi uma haste de Titânio cp de
aproximadamente 20,0 cm de comprimento. O eletrodo de referência (ER) utilizado nas
medidas de potencial de circuito (ECA) foi o de calomelano saturado (ECS),
Hg/Hg2Cl2,KClsat, confeccionado no próprio laboratório, representado pela figura 14
abaixo.
Fig. 14 – Eletrodo de calomelano saturado utilizado como referência (ECS).
Este eletrodo constitui-se de um tubo de vidro de 4 mm de diâmetro interno,
onde em uma extremidade é colocado mercúrio em contato com um fio de platina já
soldado no vidro; sobre o mercúrio é colocada uma pasta de Hg2Cl2, a extremidade do
tubo então é vedada com papel de filtro devidamente enrolado. A conexão externa é
feita soldando-se um fio de cobre ao fio de platina, pela outra extremidade do tubo. Este
é encaixado com junta esmerilhada 14/20 em outro tubo, de diâmetro 8 mm, com uma
das extremidades acabada por uma placa de vidro porosa, a qual contém a solução de
KCl saturado. O ECS tem um valor nominal de potencial de + 0,242 V com relação ao
eletrodo normal de hidrogênio (Bard e Faulkner, 2001).
6.1.3 – Eletrólitos
A fim de se obter o filme de óxido anódico não nanoestruturado (compacto)
sobre ambas as amostras foi utilizado como eletrólito a solução de 1 mol.L-1
de H3PO4.
O eletrólito utilizado para obtenção de camadas auto-organizadas de nanotubos de TiO2
sobre o Ti grau 2 foi 1 mol.L-1
de H3PO4 + 0,3% wt HF.
Para a liga Ti6Al4V foi utilizado o eletrólito composto por 0,3 mol.L-1
de H3PO4
+ 0,14 mol.L-1
NH4F. Trata-se de uma combinação de elementos utilizada no trabalho
55
de Luo B. e equipe de pesquisadores no ano de 2008 que mostrou ser suficientemente
eficaz na obtenção de camadas auto-organizadas de nanotubos na liga de titânio em
questão (Luo et al.,2008).
Para a avaliação da estabilidade eletroquímica das camadas de óxido tanto
compacto quanto com nanotubos auto-organizados em meios que simulam os fluidos
corpóreos, foi utilizada a solução de sangue artificial composta por NaCl 6,8 g L-1
, KCl
0,4 g L-1
, CaCl2.H2O 0,2 g L-1
, NaH2PO4.H2O 0,026 g L-1
, Na2HPO4.H2O 0,126 g L-1
,
MgSO4 0,1 g L-1
, NaHCO3 2,2 g L-1
, pH ~ 7.45 em acordo com a norma ASTM F-
2129, 2008. A avaliação do potencial de circuito aberto (ECA) das amostras antes e
após a imersão em sangue artificial foi feita em solução PBS (phosphate buffered
saline) composta por NaCl 8.0 g.L-1
, KCl 0.2 g.L-1
, Na2HPO4 1.15 g.L-1
e KH2PO4 0.2
g.L-1
pH ~ 7, em acordo com a norma ASTM F-2129, 2008.
Para avaliação da bioatividade das camadas de óxido nanotubular foi utilizada a
solução de SBF (simulated body fluid) preparada obedecendo à norma ISO 23317:2012
como segue: NaCl 8,035 g.L-1
, NaHCO3 0,355 g.L-1
, KCl 0,225 g.L-1
, K2HPO4.3H2O
0,231 g.L-1
, MgCl2.6H2O 0,311 g.L-1
, HCl (1,0 mol.L-1
) 39 mL, CaCl2 0,292 g.L-1
,
Na2SO4 0,072 g.L-1
, Tris-hidroximetil aminometano ((HOCH2)3CNH2(99%) 6,118 g.L-
1, HCl (1 mol.L
-1) ~ 1,5 mL, H2O super pura, pH 7,40.
6.1.4 - Equipamentos
A figura 15 mostra o aparato utilizado para a anodização potenciostática no
Laboratório de Biomateriais e Eletroquímica (Eng. Mecânica – UFPR).
Fig. 15 – Equipamentos: Multímetro, Fonte de tensão, polo positivo (vermelho) ligado
ao pino de contato no eletrodo de trabalho e polo negativo (preto) ligado ao contra
eletrodo de Ti cp.
56
Utilizou-se uma fonte de tensão Minipa MPL- 1305M e um multímetro Minipa
ET – 2652. Este último permitiu acompanhar com mais exatidão a variação da corrente
durante o processo de anodização. Para a aquisição das curvas cronoamperométricas
utilizou-se uma fonte AGILENT E3632A com interface computacional.
As imagens de microscopia eletrônica de varredura (MEV) foram obtidas no
Laboratório de Caracterização Estrutural – LCE/ DEMa/ UFSCar, utilizando-se os
microscópios FEI Inspect S 50 e FEI Magellan 400L ambos com feixe de elétrons
emitidos via FEG (field emission gun). Para a determinação e mapeamento dos
diâmetros utilizou-se o software livre ImageJ que possibilita medir, por meio do cursor,
diversos pontos escolhidos aleatoriamente e assim, calcular a média aritmética das
medidas e o seu desvio padrão.
A análise de elementos superficiais foi feita por meio de EDS (energy dispersive
spectroscopy) que permitiu a análise qualitativa e semiquantitativa dos elementos
presentes na superfície das amostras.
A identificação da composição química da camada de óxido nanotubular e do
estado químico do átomo emissor na superfície da amostra foi realizada por meio de
espectroscopia de fotoelétrons excitados por raios-X (XPS), este método é utilizado para
caracterizar óxidos superificiais e espécies incorporadas. As medidas de XPS foram
realizadas no Laboratório de Superfícies e Interfaces do Dep. de Física da Universidade
Federal do Paraná, no equipamento ESCA3000 (VG Microtech), operando com pressão
de 3.10-8
Pa. Utilizou-se a radiação AlKα, energia de banda de 50 e 20 eV para o
espectro “survey” e para as medidas de alta resolução, respectivamente. A resolução
geral das medidas foi de 0,8 eV. A posição dos picos foi corrida tomando-se como base
o fotoelétron C1s como energia de ligação padrão de 284,5 eV. Os resultados foram
analisados pelos softwares Ftik (Unipress) e Spectral Data Processor. A base de dados
para a análise está disponível na internet, no site do National Institute of Standards and
Technology (NIST, 2014).
Foi utilizado equipamento banho-maria SOLAB SL 150/28 de oito bocas com
temperatura em 36,5°C, para manter as amostras sob temperatura corpórea e então
analisar a bioatividade in vitro, com o possível crescimento de hidroxiapatita, através da
imersão das amostras em solução SBF.
57
6.2 – Técnicas eletroquímicas
6.2.1 – Anodização potenciostática
A técnica de obtenção do filme de óxido sobre o titânio e suas ligas via
anodização potenciostática consiste na aplicação de um potencial constante no substrato
metálico suficiente para causar a reação eletroquímica de oxidação. No regime
potenciostático, há o aumento da espessura da camada de óxido, o que causa a
diminuição da corrente em função do tempo até atingir um valor de estado estacionário.
Para se obter camadas de óxido nanoestruturadas via potenciostática utiliza-se
eletrólitos específicos capazes de dissolver o óxido controladamente e formar as
nanoestruturas. No caso do dióxido de titânio, a utilização de eletrólitos contendo íons
fluoreto possibilita a formação de estruturas altamente organizadas como as camadas
auto-organizadas de nanotubos.
A figura 10 apresentada anteriormente (item 4.2) mostra um perfil típico de
anodização potenciostática em eletrólito contendo íons fluoreto (F-), com “ombro”
característico da formação das estruturas nanotubulares.
Na figura 16 observa-se o esquema de um perfil cronoamperométrico
característico de uma anodização potenciostática em eletrólito que não contém íons
fluoreto. O perfil cronoamperométrico é comumente utilizado para se estudar
coeficientes de difusão, parâmetros cinéticos e mecanismos de reação/oxidação (Sikora,
2011).
Fig. 16 – Diagrama esquemático de um perfil cronoamperométrico típico de uma
anodização potenciostática em eletrólito livre de íons fluoreto (Schmuki, et al., 2011).
6.2.2 – Potencial de Circuito Aberto
Quando um metal é imerso em uma solução eletrolítica, estabelece-se uma
interface condutor metálico/condutor iônico, caracterizada por uma distribuição não
homogênea de cargas. Em consequência, existe uma diferença de potencial entre o
58
metal e a solução, conhecida como potencial de eletrodo que, medido em relação a um
eletrodo de referência, recebe o nome de potencial de circuito aberto (ECA). Na
interface metal/solução além dos processos de transferência de carga, ocorrem
fenômenos de superfície, definidos pela adsorção de moléculas do solvente, íons do
eletrólito e de outras moléculas presentes no mesmo. A uma temperatura constante, o
ECA depende da natureza das reações de corrosão/dissolução envolvidas, e também da
natureza e composição do eletrólito (Agostinho S. L., et al.,2009).
Normalmente a corrosão/dissolução ocorre a uma taxa de acordo com o
equilíbrio das reações eletroquímicas opostas. A primeira é a reação anódica onde o
metal (eletrodo de trabalho) é oxidado, liberando elétrons no metal. A outra é a reação
catódica onde as espécies em solução (frequentemente O2 ou H+) são reduzidas
removendo elétrons do metal. Quando estas duas reações estão em equilíbrio o fluxo de
elétrons de cada reação é balanceado e não ocorre corrente elétrica.
O estudo do potencial do metal é um meio que se utiliza para demonstrar o
equilíbrio entre as reações anódica e catódica , ou seja, mostra a tendência a estabilidade
do metal ou do óxido que está depositado sobre ele. Se a reação anódica libera uma
grande quantidade de elétrons no metal, este excesso de elétrons desloca o potencial do
metal para mais negativo, que minimiza a reação anódica e acelera a reação catódica
(Bard & Falkner,2001).
A medida de potencial de circuito aberto é tradicional na avaliação da
estabilidade das camadas de óxidos em superfícies metálicas. Trata-se da medida do
potencial de eletrodo de trabalho em relação ao eletrodo de referência quando nem
potencial e nem corrente são aplicados. Este método se caracteriza pelo monitoramento
do potencial em relação ao tempo, até que uma variação nos perfis de potencial seja
observada espontaneamente. Este processo permite estudar o processo de dissolução
espontânea das camadas de óxido nos meios fisiológicos simulados mencionados
anteriormente e o tempo necessário para a sua estabilização (Marino, 2001).
Neste estudo foram realizadas medidas de potencial de circuito aberto durante 90
min em cada experimento, sendo observados o potencial de equilíbrio da camada de
óxido de titânio e o tempo necessário para que o estado de equilíbrio fosse atingido.
6.3 – Método Biomimético para formação de Hidroxiapatita
O método biomimético foi utilizado para a análise da bioatividade superficial
dos óxidos nanoestruturados, realizando a imersão das amostras em SBF (simulated
59
body fluid), a fim de se detectar a presença ou não de hidroxiapatita (HAP). O SBF é
uma solução que simula o plasma sanguíneo, pois apresenta concentrações iônicas
similares às do plasma humano, esta solução foi normatizada e publicada na ISO
23317:2012 e se trata do resultado de pesquisas na área da avaliação da bioatividade da
superfície de biomateriais, orientadas pelo professor Tadashi Kokubo, pesquisador na
Chubu University, Japão.
Para a realização do teste in vitro, a amostra é inserida num tubo Falcon de 50
mL contendo a solução de SBF previamente preparada ao nível aproximado de 15 mL
de solução. O tubo Falcon então é fechado, identificado e colocado em banho-maria a
36,5°C durante o tempo de indução que se deseja avaliar a possível nucleação de HAP
(hidroxiapatita), renovando-se a solução a cada 3 dias.
O aparecimento da camada de HAP (hidroxiapatita) pode ser detectado
morfologicamente por imagens de MEV com aumentos de até 10.000x, capaz de
detectar a apatita formada numa fina camada na superfície do material analisado com
morfologia do tipo globular.
6.4 – Metodologia experimental
Preliminarmente, as amostras de Ti grau 2 e da liga Ti6Al4V foram lixadas com
lixas d’água marca 3M de granulometria 280, 400 e 600 (nesta sequencia), até se obter
uma superfície sem riscos aparentes, lisa e uniforme. Após o lixamento manual, as
amostras foram lavadas em acetona, álcool isopropílico e água em banho de ultrassom
por 15 minutos, obedecendo à ordem mencionada, utilizando-se sempre uma pinça para
manusear as amostras.
A obtenção das estruturas auto-organizadas de nanotubos de TiO2 via
potenciostática sobre o Ti grau 2 foi realizada nos potenciais de 15 V, 20 V e 25 V e os
tempos de polarização foram de 0,5h, 1h e 1,5h, realizando cada anodização nos 3
tempos. O eletrólito utilizado para a obtenção dos nanotubos auto-organizados foi a
solução de HF (0,3%) e H3PO4 (1 mol.L-1
) à temperatura ambiente. Para a liga Ti6Al4V
foram utilizados os mesmos parâmetros, porém o eletrólito utilizado para a obtenção
dos nanotubos auto-organizados foi a solução de (0,3 mol. L-1
) de H3PO4 e
(0,14 mol.L-1
) de NH4F, à temperatura ambiente.
Estabelecidas as melhores condições de anodização para obtenção de camadas
auto-organizadas de nanotubos, as mesmas condições (15 V e 20 V por 1h) foram
empregadas em amostras previamente lixadas e limpas que foram anodizadas em
eletrólito contendo 1 mol. L-1
de H3PO4. Nestas condições foi possível obter sobre os
60
corpos de prova, um filme de óxido compacto simples de TiO2 que foi utilizado para
comparação com as nanoestruturas no estudo de estabilidade eletroquímica.
O estudo do processo de dissolução espontânea em solução de sangue artificial foi
feito em triplicata tanto para as amostras anodizadas com camada auto-organizada de
nanotubos de TiO2 quanto para as amostras que continham óxido compacto simples de
TiO2 (amostras para comparação). Os corpos de prova foram imersos em sangue
artificial por 15, 30 e 60 dias, em temperatura de aproximadamente 37 oC e pH 7,45 e
então, por meio de medidas de potencial de circuito aberto, pôde-se avaliar a
estabilidade das camadas de óxido em meio que simula fluidos corpóreos.
O potencial de circuito aberto foi medido antes e depois da imersão em sangue
artificial para ambos os biomaterais com medidas realizadas durante 90 min em solução
de PBS (phosphate buffered saline).
Para a aquisição destes dados foi utilizada a célula eletroquímica convencional,
onde as amostras previamente anodizadas foram ajustadas rigorosamente deixando à
mostra apenas a área anodizada em solução de PBS e o eletrodo de referência de
calomelano saturado.
A determinação da espécie e composição química do óxido presente na superfície
dos biomateriais anodizados foi realizada por meio de XPS (espectroscopia de
fotoelétrons excitados por raios-X).
Para a avaliação da bioatividade dos filmes de óxido nanotubular foram utilizadas
duplicatas das amostras de Ti6Al4V recobertas com nanotubos de TiO2 que
apresentaram selamento/precipitação com íons Ca e P adsorvidos em sua superfície,
após imersão em sangue artificial por 30 dias, e duplicatas das amostras de Ti6Al4V
sem selamento/precipitação. Os corpos de prova foram imersos em SBF (simulated
body fluid) por 15 dias para análise da hidroxiapatita. O teste de imersão em SBF é
padronizado pela ISO 23317:2012 e permite indicar a capacidade da superfície em
desenvolver a nucleação da hidroxiapatita, o principal componente do osso humano
(resposta bioativa).
A caracterização morfológica e de elementos das superfícies obtidas após
anodização potenciostática, imersão em sangue artificial e imersão em SBF (simulated
body fluid) foi realizada por MEV/EDS.
61
CAPÍTULO VII
Resultados e Discussão
Os resultados apresentados a seguir obedecem a sequência proposta pela
pesquisa, que teve como objetivo a obtenção de estruturas auto-organizadas de
nanotubos de óxido de titânio (TiO2) sobre os biomateriais, Ti grau 2 e a liga de
Ti6Al4V, através da anodização potenciostática em eletrólitos contendo íons fluoreto.
Uma vez obtidas as nanoestruturas, por meio de parâmetros otimizados, com boa
repetitividade e reprodutibilidade, estas películas nanoestruturadas foram avaliadas com
relação a sua estabilidade eletroquímica. Para tal, foi realizada a análise de potencial de
circuito aberto (ECA) determinando o comportamento desses biomateriais, recobertos
por camadas nanoestruturadas, após imersão em solução de sangue artificial por
diferentes períodos de tempo. Por fim, após o conhecimento e controle dos parâmetros
de obtenção das películas auto-organizadas de nanotubos de TiO2 e de seus limites de
estabilidade em fluidos corpóreos agressivos, foi avaliada a bioatividade dessas
nanoestruturas de óxido de titânio. A análise da tendência à osseointegração das
amostras foi realizada através da imersão dos corpos de prova em SBF (simulated body
fluid), por meio do estudo analítico da nucleação e do crescimento de hidroxiapatita
(HAP) em 15 dias de imersão, comparando-se a resposta bioativa das amostras
recobertas pelas nanocamadas com selamento/precipitação dos íons Ca e P adsorvidos
na superfície do Ti6Al4V com aquelas que possuem apenas as camadas de óxido
nanotubular, visando com este experimento correlacionar o experimento in vitro com o
que ocorreria de fato se um implante recoberto com nanoestruturas fosse implantado in
vivo.
7.1 – Obtenção das camadas auto-organizadas de nanotubos de TiO2.
7.1.1 – Implante odontológico – Ti grau 2
A obtenção de nanotubos auto-organizados de TiO2 sobre os biomateriais de
titânio e suas ligas pode ser comprovada por meio da análise do perfil
cronoamperométrico que resulta da anodização potenciostática em eletrólito contendo
uma determinada concentração de íons fluoreto (F-). A concentração dos íons fluoreto
(F-) no eletrólito é a responsável pelas diferentes morfologias superficiais da camada de
óxido e um eletrólito sem íons F-, tende à formação de uma camada de óxido compacto.
Desta forma a presença dos íons fluoreto é que permite a iniciação e o crescimento das
camadas de óxido auto-organizadas de nanotubos de TiO2 (Schmuki, et al., 2011).
62
Os eletrólitos utilizados, H3PO4/HF empregado na obtenção de camadas de
nanotubos sobre o Ti grau 2 e H3PO4/NH4F utilizado na obtenção dos nanotubos sobre a
liga Ti6Al4V, foram especialmente escolhidos pois permitem a modificação superficial
desejada e, ainda, na proporção em que estão em solução, estabelecem uma relação
direta com a geometria dos nanotubos obtida. Estas soluções foram escolhidas por
apresentarem a melhor relação entre a formação de óxido compacto vs. crescimento das
camadas de nanotubos, proporcionando um crescimento ordenado e controlado em
função da presença do H3PO4, que age como um regulador da acidez da solução
tornando-a menos agressiva na presença de 0,3% wt de HF (Bauer S., et al.,2006).
Além disso, o ácido fosfórico age como uma espécie tampão, controlando os sítios de
ataque ácido durante o crescimento dos poros, além de que um eletrólito menos ácido
pode permitir a formação de camadas de nanotubos mais espessas (Bauer, 2006; Macak
2008).
A curva cronoamperométrica resultante da anodização, a potencial constante,
mostra o comportamento da densidade se corrente vs. tempo de anodização. O perfil
típico de obtenção dos nanotubos, apresentado na figura 10 (a) pela linha cheia, mostra
claramente o mecanismo de formação dos nanoporos e crescimento dos nanotubos por
meio do “ombro” característico que aparece logo após a formação da camada barreira
de óxido e a densidade de corrente, que se mantém constante até o final do experimento,
indicando o crescimento vertical dos nanotubos sobre o substrato metálico. Este padrão
foi observado para ambos os materiais (Ti grau 2 e Ti6Al4V), comprovando a obtenção
da camada de nanotubos auto-organizados.
Como primeiro resultado que comprova a obtenção das camadas de nanotubos
de TiO2 desta pesquisa é apresentada a figura 17 que contém o perfil
cronoamperométrico obtido na anodização do Ti grau 2 a 20 V no período de 1h. Nota-
se o “ombro” característico da formação dos nanoporos, e logo em seguida a corrente
permanecendo constante até o final da polarização, neste estágio ocorre o crescimento
vertical dos nanotubos. Todos os demais perfis onde foi possível obter camadas auto-
organizadas de nanotubos de TiO2 apresentaram-se semelhantes a este para o mesmo
período de tempo de anodização.
A espessura da camada de nanotubos está relacionada aos parâmetros de
potencial e tempo de anodização; quanto maior o potencial aplicado maior a espessura
das camadas de nanotubos e quanto maior o tempo de polarização mais espessa a
camada final obtida, chegando a um limite de tempo máximo à medida que todos os
íons fluoreto (F-) sejam consumidos (Ghicov., et al., 2005). Em polarizações de 15 V no
63
período de 1h pode-se obter espessuras entre 600 nm a 850 nm em eletrólito de
H3PO4/HF, e em 20 V por 1h possivelmente espessuras entre 800 nm a 1 µm (Bauer., et
al., 2006; Schmuki., et al., 2009).
O perfil cronoamperométrico da figura 17 comprova a obtenção das camadas
auto-organizadas de nanotubos de TiO2 sobre o Ti grau 2, com as seguintes
características: no ponto (1) um mínimo de corrente que representa a formação do óxido
compacto barreira, onde os íons Ti4+
e OH- em função do campo elétrico, se difundem
através da interface metal/eletrólito e formam uma camada de óxido barreira resultando
em TiO2 e H2O; em (2), por volta de 4 minutos, o pico de corrente de anodização que
determina a formação dos nanoporos (precursores dos nanotubos), ocorre por meio da
reação de dissolução do óxido de TiO2 pela reação dos íons fluoreto (F-), onde ocorre a
competição entre a formação do óxido de titânio (TiO2) e a solvatação dos íons Ti4+
da
superfície metálica formando o complexo [TiF6]2-
, e finalmente no ponto (3) a corrente
alcança um patamar estável até o final da anodização, no qual foi obtido o máximo da
espessura da camada de nanotubos para anodização de 1h.
Fig. 17 - Perfil cronoamperométrico da anodização potenciostática do Ti grau 2, em 20
V/1h, em eletrólito de 1mol.L-1
H3PO4 + 0,3% wt HF.
O potencial de anodização tem influencia direta na densidade de corrente
durante o processo de anodização. Potenciais mais altos determinam densidades de
corrente também mais elevadas o que possibilita a obtenção de camadas barreira de
óxido mais espessas (Lu., et al., 2011). Portanto, a anodização do Ti grau 2 a 20 V por
1) Camada
de óxido
compacto 2) Formação
de
nanoporos
3) Crescimento
de nanotubos –
estado estável.
Densid
ade d
e C
orr
ente
(m
A/c
m2)
Tempo (seg)
- [TiF6]2-
+ 2 H2O
64
1h apresentou uma magnitude de densidade de corrente da ordem de ~ 32 mA/cm2, já a
anodização a 15 V alcançou cerca da metade do valor da densidade de corrente (~ 17
mA/cm2), provavelmente devido a camada barreira de óxido sobre o substrato metálico
na amostra anodizada a 15 V ser menor que aquele encontrado na amostra anodizada a
20 V.
Os perfis cronoamperométricos obtidos para três amostras distintas aplicando-se
um potencial de anodização fixo (20 V) e variando-se o tempo de anodização de 0,5h,
1h e 1,5h estão representados na figura 18. Comparando-se os perfis obtidos é possível
constatar grande semelhança entre as três curvas. Neste caso a variação do tempo
implica tão somente na espessura das camadas de nanotubos de TiO2 obtidas pois, para
um mesmo potencial, as características das camadas nanoestruturadas serão as mesmas
no que diz respeito à camada barreira de óxido, densidade de nanotubos por área e
diâmetro dos nanotubos.
0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 4500 5000
2
4
6
8
10
12
14
16
18
20
22
24
26
28
30
Den
sid
ad
e d
e C
orr
en
te (
mA
/cm
2)
Tempo (seg)
20 V 0,5h
20 V 1,0h
20 V 1,5h
Fig. 18 - Perfis cronoamperométricos da anodização potenciostática do Ti grau 2
a 20 V nos períodos de 0,5h, 1h e 1,5h em eletrólito de 1mol.L-1
H3PO4 + 0,3% wt HF.
Analisando a morfologia das superfícies de Ti grau 2, anodizadas
potenciostaticamente, nas diferentes condições de potencial e tempo, pôde-se observar
que aplicando-se os potenciais de 15 V, 20 V e 25 V por 0,5 h, ocorreu apenas o
aparecimento de estruturas denominadas nanoesponjas (figura 19). A causa do
aparecimento deste tipo de morfologia pode ser devida ao curto período de tempo de
polarização (0,5h). Para que o ataque químico dos íons fluoreto (F-) sobre a camada de
65
óxido de TiO2 seja eficiente e resulte no crescimento dos nanotubos, é necessário um
tempo entre 50 e 60 minutos de anodização (Jiang P., et al., 2013).
As imagens de MEV da figura 19 mostram a morfologia do tipo nanoesponja
com variações de tamanhos para os diferentes potenciais aplicados. O que determina
essas variações são as diferentes densidades de corrente em cada processo e
consequentemente, as camadas barreira de óxido e sítios de ataque dos íons fluoreto
diferenciados para cada potencial aplicado.
a) b)
c)
Fig. 19 – Micrografias obtidas por MEV das películas de óxido crescidas sobre Ti grau
2 em anodização potenciostática por 0,5h: a) 15 V, b) 20 V e c) 25 V.
Aplicando-se os potenciais de 15 V e 20 V, via anodização potenciostática por
1h, sobre o Ti grau 2, em eletrólito contendo 1 mol.L- de H3PO4 + 0,3% de HF, foi
possível obter películas de estruturas nanotubulares típicas, com excelente
reprodutibilidade, repetitividade, e distribuídas ordenada e uniformemente por toda a
superfície da amostra anodizada. As imagens da figura 20 apresentam e comprovam a
obtenção das camadas de nanotubos auto-organizadas de TiO2, obtidas via anodização
potenciostática em potenciais de 15 V e 20 V por 1h sobre o Ti grau 2, confirmando o
que se pôde observar por meio da análise dos perfis cronoamperométricos.
66
A imagem (a) da figura 20 apresenta a estrutura nanotubular obtida aplicando-se
15 V por 1h sobre os corpos de prova de Ti grau 2, onde pode-se observar que a
formação nanoestruturada distribui-se por toda a área anodizada e os tubos apresentam
suas paredes independentes umas das outras e não são perfeitamente arredondados. Há a
ocorrência de uma região esbranquiçada o que se chama “mancha” de óxido, contudo,
abaixo desta região possivelmente encontram-se as nanoestruturas (Lu , et al., 2011).
Percebe-se que o interior das estruturas é escuro se comparado á borda dos nanotubos
(mais clara) isto demonstra a existência de profundidade nos nanotubos, tornando-os
tridimensionais, com comprimento aproximado entre 650 nm e 800 nm. Esta estrutura,
com alta razão de aspecto (proporção entre diâmetro e comprimento do nanotubo), pode
levar a um aumento de área superficial de até 46 vezes, aumentando a energia de
superfície o que proporciona maior atividade reacional na superfície recoberta por
camada de nanotubos, sendo extremamente vantajoso num processo de multiplicação
celular, adesão de osteoblastos e osseointegração (An , et al., 2012).
As camada de nanotubos obtidas por meio da anodização do Ti grau 2,
aplicando-se potencial de 20 V pelo período de 1h, estão apresentadas na imagem (b).
Esta imagem mostra a morfologia de nanotubos distribuídos uniformemente por toda a
área anodizada e distanciados uns dos outros. A imagem (b) da figura 20 apresenta a
película de nanotubos com estruturas ainda mais “independentes” umas das outras e,
comparando-se as imagens (a) e (b) da figura 20, pode-se observar que os diâmetros dos
nanotubos crescidos a 20 V são maiores que os diâmetros daqueles crescidos a 15 V e a
densidade de nanotubos por área é menor em 20 V (b) que a densidade de nanotubos por
área em 15 V e então, espera-se que esta estrutura possua nanotubos com comprimento
aproximado de 800 nm a 1µm.
Por fim, a imagem (c) da figura 20, que corresponde à polarização em 25 V por
1 h, exibe nanotubos colapsados com alguns poucos poros e uma camada de óxido
irregular. Estes resultados podem indicar que há um limite para a magnitude do
potencial aplicado na anodização potenciostática e que altos potenciais, acima de 25 V,
podem determinar o colapso das nanoestruturas em função da alta densidade de corrente
envolvida no processo. Na competição entre o crescimento das camadas de nanotubos e
a solvatação da camada de óxido, a cinética de reação tende à solvatação, não
possibilitando o crescimento estável dos nanotubos (Zhou, et al., 2010).
67
a) b)
c)
Fig. 20 – Micrografias obtidas por MEV das películas de óxido crescidas sobre Ti grau
2 em anodização potenciostática por 1 h: a) 15 V, b) 20 V e c) 25 V.
O perfil cronoamperométrico que mostra eletroquimicamente a ocorrência do
colapso da estrutura de nanotubos na anodização potenciostática em 25 V por 1h está
apresentado na figura 21. Esta curva caracteriza-se pelo o aumento da densidade de
corrente que está diretamente relacionado à dissolução dos nanotubos previamente
formados. Comparando-se a densidade de corrente envolvida, nos processos de
obtenção dos nanotubos em anodização a 15 V e 20 V por 1h, apresentados pela figura
20 (a) e (b), observou-se que a magnitude das densidades envolvidas foi de ~ 17
mA/cm2 e ~ 32 mA/cm
2 respectivamente, enquanto que na anodização a 25 V a
corrente de dissolução chegou a ~ 74 mA/cm2, claramente superior àquela apresentada
nos processos onde a nanoestrutura permaneceu intacta.
68
Fig. 21 – Perfil cronoamperométrico da anodização potenciostática do Ti grau 2 (25
V/1h) em 1mol.L-1
H3PO4 + 0,3% wt HF.
A anodização nos três potenciais propostos (15 V, 20 V e 25 V), pelo período de
1,5h, apresentou resultados semelhantes às polarizações realizadas pelo período de 1h.
Pôde-se observar a formação das camadas de nanotubos, uniformes e bem distribuídas
por toda a área anodizada, com boa densidade de nanotubos por área e algumas áreas
esbranquiçadas, conhecidas como “manchas” de óxido, novamente foram observadas.
Foi possível também observar a diferença entre os diâmetros dos nanotubos obtidos em
15 V e 20 V, concluindo que, quanto maior o potencial aplicado maior o diâmetro dos
nanotubos obtidos; confirmando as análises nos processos realizados em 1h de
anodização. O maior tempo de anodização provavelmente determinou a obtenção de
nanotubos mais alongados, com altura superior àquelas anteriormente relatadas para
anodização por período de 1h ( 15 V ~ 800 nm e 20 V ~ 1µm).
Na figura 22, são apresentadas as imagens com nanotubos de TiO2, obtidos nos
diferentes potenciais de anodização em polarização de 1,5 h sobre Ti grau 2.
Novamente, foi verificado o colapso dos nanotubos a 25 V, comprovando a existência
de um potencial limite de anodização para o Ti grau 2 em eletrólito de 1 mol.L-1
H3PO4
+ 0,3%wt HF. A densidade de corrente presente na polarização em 25 V foi superior
àquelas encontradas nas polarizações de 15 V e 20 V por 1,5 h. Em 25 V a densidade de
corrente alcançou o patamar de ~ 109 mA/cm2 enquanto nos processos em 15 V e 20 V
a densidade de corrente foi de ~ 19 mA/cm2 e ~ 30 mA/cm
2, respectivamente. Essa
diferença de corrente nos processos acarreta a instabilidade no estágio do crescimento
Tempo (seg)
Densid
ade d
e C
orr
ente
(m
A/c
m2)
Região de
dissolução
69
dos nanotubos, ocorrendo ao mesmo tempo os processos concorrentes de crescimento
do nanotubos e sua dissolução (Zhou., et al., 2010).
a) b)
c)
Fig. 22 - Micrografias obtidas por MEV das películas de óxido crescidas sobre Ti grau 2
em anodização potenciostática por 1,5h: a) 15 V, b) 20 V e c) 25 V.
A obtenção das camadas auto-organizadas de nanotubos de TiO2, sobre o
biomaterial utilizado em implantes odontológicos (Ti grau 2), foi possível em eletrólito
contendo 0,3%wt de HF, tratando-se de um procedimento que exige precisão no preparo
das amostras e do eletrólito, no entanto é simples e eficiente. Utilizando um aparato
experimental acessível em ambiente laboratorial.
Em regime estável de anodização potenciostática foi possível obter a formação
de homogêneas camadas de nanotubos, ordenadamente distribuídas sobre toda a área
anodizada dos corpos de prova. O procedimento de obtenção das nanoestruturas foi
realizado repetidas vezes comprovando ser um processo de boa repetitividade e
reprodutibilidade, especialmente utilizando-se os parâmetros de anodização
potenciostática de 15 V e 20 V pelo período de 1h.
Um dado experimental relevante e ilustrativo na anodização das amostras de Ti
grau 2 em eletrólito contendo íons fluoreto, foi o aspecto dos corpos de prova após a
anodização. Nos três potenciais (15 V, 20 V e 25 V), os corpos de prova apresentaram
70
uma coloração acinzentada fosca, na região anodizada, com a presença de nanotubos,
independente do período de tempo de anodização utilizado. A figura 23 apresenta um
exemplo da mudança de coloração da amostra quando anodizada em 20 V por 1h. Em
(a) a amostra de Ti grau 2 lixada, (b) a cor acinzentada característica da amostra
recoberta pela película de nanotubos, a foto (c), com a região central azulada, é da
amostra recoberta com camada de óxido compacto, anodizada em eletrólito livre de íons
fluoreto.
a) b) c)
Fig. 23 – a) Foto do corpo de prova antes da anodização (lixado); b) Foto do corpo de
prova de Ti grau 2 após anodização em 20 V por 1h, com óxido nanoestruturado, c)
Corpo de prova com a região azulada que representa a formação da camada de óxido
compacto.
7.1.2 – Implante ortopédico – Ti6Al4V
O método de obtenção das camadas auto-organizadas de nanotubos sobre a liga
ortopédica Ti6Al4V, foi realizado utilizando-se o eletrólito composto por 0,3 mol.L-1
de
H3PO4 + 0,14 mol.L-1
de NH4F. Pôde-se observar que, com a variação do potencial de
anodização em 15 V, 20 V e 25 V durante 0,5h de polarização, ocorreu a formação
morfológica que corresponde ao crescimento de camadas homogeneamente bem
distribuídas, ordenadas e uniformes de nanotubos por toda a superfície anodizada.
A figura 24 apresenta as micrografias obtidas por MEV referentes às
morfologias obtidas para os diferentes potenciais no tempo de anodização de 0,5h.
a) b)
71
c)
Fig. 24 – Micrografias obtidas por MEV das películas de óxido crescidas sobre
Ti6Al4V em anodização potenciostática por 0,5h: a) 15 V, b) 20 V e c) 25 V.
Comparando-se estas imagens com aquelas obtidas para o Ti grau 2, utilizando-
se os mesmos parâmetros de anodização (15 V, 20 V e 25 V em 0,5h de polarização),
percebeu-se que o processo de obtenção dos nanotubos sobre a liga ortopédica foi mais
eficiente. Ao contrário do Ti grau 2, que apresentou a formação das chamadas
nanoesponjas, a liga Ti6Al4V em 0,5h de polarização possibilitou a obtenção de
películas de nanotubos altamente organizados sobre sua superfície, com paredes dos
nanotubos independentes umas das outras e formato não rigorosamente arredondado.
Esta diferença de comportamento, na obtenção dos nanotubos sobre a liga
ortopédica, pode ser explicada observando-se a diferente composição dos substratos
metálicos anodizados e também em função do eletrólito empregado, que oferece uma
combinação ideal de concentração de íons fluoreto (F-) e pH balanceado (Arenas, et al.,
2011). Na liga de Ti6Al4V, a presença do alumínio (Al), que enriquece a fase α (alfa)
do titânio, favorece a formação dos nanoporos e consequentemente o crescimento
ordenado dos nanotubos, pois, este, trata-se do precursor na construção de estruturas
porosas organizadas e que permite boa precisão na formação de camadas de óxido de
alumínio (Al2O3) (Masuda, et al., 1997). Ainda, os sulcos, que aparecem na figura 24
(a), películas crescidas a 15 V, podem ser decorrentes da presença de vanádio na fase ß
do titânio e de sua respectiva dissolução, pois pode ocorrer solubilização do óxido de
vanádio (V2O5) quando submetido à anodização na presença de íons fluoreto. Em
contrapartida, a fase α (alfa) enriquecida de alumínio, não apresenta nenhuma
dissolução detectável de seu óxido (Al2O3), além de proporcionar o aparecimento de
nanoporos extremamente bem ordenados e distribuídos uniformemente, potencializando
e mantendo estável o crescimento dos nanotubos de TiO2 (Luo, et al., 2008).
Por meio destas imagens de MEV da figura 24 foi possível observar que os
diâmetros obtidos obedeceram a uma ordem crescente de tamanho com o aumento do
72
potencial aplicado, confirmando o que já se havia observado nos experimentos
relacionados à obtenção de camadas auto-organizadas de TiO2 sobre o Ti grau 2.
O aumento gradual dos diâmetros pôde também ser observado nas imagens de
MEV da figura 25, que mostram micrografias da superfície oxidada da liga de Ti6Al4V
após polarização em 15 V (a), 20 V (b) e 25 V (c) por 1h. As micrografias da figura 25
apresentam superfícies completamente recobertas pelos nanotubos, exceto na amostra
anodizada em 15 V por 1h, onde aparecem os sulcos provavelmente decorrentes do
processo de dissolução do óxido de vanádio (V2O5).
Analisando as micrografias (b) e (c) da figura 25 das amostras anodizadas a 20
V e 25 V por 1h, detectou-se a obtenção de uma superfície com estrutura de nanotubos
crescidos ordenadamente e bem distribuídos, que podem alcançar a espessura de ~ 400
nm a ~1 µm (Luo, et al., 2008).
a) b)
c) Fig. 25 – Micrografias obtidas por MEV das películas de óxido crescidas sobre a liga
Ti6Al4V em anodização potenciostática: a) 15 V, b) 20 V e c) 25 V por 1h.
Por fim, as micrografias obtidas por MEV e apresentadas na figura 26 mostram
o resultado da oxidação do Ti6Al4V via anodização potenciostática nos diferentes
potenciais no período de 1,5h. A morfologia das estruturas é de nanotubos crescidos
uniformemente sobre toda a área anodizada, bem distribuídos sobre toda a superfície e
com paredes independentes umas das outras. Os diâmetros apresentaram-se
visivelmente maiores de acordo com o aumento do potencial de anodização, fato que foi
observado durante toda a avaliação das amostras para ambos os materiais estudados. A
figura 26 (a) mostra a imagem resultante da anodização da liga de titânio em 15 V por
73
1,5h, onde estão visíveis os sulcos decorrentes da provável dissolução do óxido de
vanádio formado na fase ß da liga de titânio.
a) b)
c)
Fig. 26 – Micrografias obtidas por MEV das películas de óxido crescidas sobre a liga
Ti6Al4V, em anodização potenciostática: a) 15 V b) 20 V e c) 25 V por 1,5h.
A obtenção das camadas auto-organizadas de nanotubos de TiO2, sobre a liga
biomédica utilizada em implante ortopédico (Ti6Al4V), foi possível em eletrólito
contendo 0,14 mol.L-1
de NH4F, devido ao alto grau de dissolução deste sal de flúor,
podendo ser considerado um procedimento eficiente e prático.
Utilizando-se anodização eletroquímica via potenciostática, foi possível o total
controle dos parâmetros eletroquímicos e obter a formação de homogêneas camadas de
nanotubos ordenadamente distribuídas sobre toda a área anodizada das amostras da liga
de Ti6Al4V, já a partir de 0,5h de polarização sob todos os potenciais. O procedimento
de obtenção das nanoestruturas foi realizado várias vezes, tratando-se de um método
que permite boa repetitividade e reprodutibilidade na obtenção das camadas auto-
organizadas de nanotubos de TiO2, sobre a liga de Ti6Al4V, inclusive a 25 V em todos
os tempos de polarização. Foi possível constatar que a obtenção das camadas de
nanotubos sobre a liga ortopédica foi eficiente e eficaz sobre todos os parâmetros e
tempos, fato que não se confirmou na obtenção das camadas de nanotubos sobre o Ti
grau 2, portanto, a liga Ti6Al4V mostrou melhores resultados de obtenção, com um
74
amplo espectro de parâmetros de anodização possíveis, que permitem a obtenção das
mais diferentes morfologias de camadas de nanotubos.
O aspecto dos corpos de prova após anodização em eletrólito contendo íons
fluoreto foi registrado por meio de fotografia. Foi possível observar que, as amostras
recobertas pela película de nanotubos apresentaram coloração das áreas anodizadas em
tons de lilás, nas peças anodizadas em 15 V e cinza-fosco, nas peças anodizadas em 20
V. Já as amostra anodizadas em eletrólito livre de íons fluoreto apresentaram coloração
azul, semelhante à amostra de Ti grau 2.
a) b)
c) d)
Fig. 27 – a) Foto da amostra lixada; b) Foto da amostra de Ti6Al4V após anodização em
15 V por 1h; c) foto da amostra de Ti6Al4V após anodização em 20 V por 1h; d)
amostra recoberta com óxido compacto obtido a 20 V por 1h.
7.1.3 – Análise dimensional dos nanotubos de TiO2
O dimensionamento dos nanotubos obtidos sobre os materiais implantáveis
biocompatíveis, Ti grau 2 e Ti6Al4V, é necessário pois está relacionado com a
aplicação a que se destina um biomaterial recoberto por estrutura de nanotubos. Na
pesquisa em questão, a aplicação em implantes endósseos requer uma película de
nanotubos com dimensões específicas que favoreçam a adesão celular e multiplicação
celular que possibilite a melhoria do processo de osseointegração. Os nanotubos de
TiO2 permitem considerável aceleração na adesão de osteoblastos e exibem forte
ligação com a formação óssea melhorando a bioatividade dos implantes (Brammer, et
al., 2009). A presença dos nanotubos aumenta significativamente a área de contato
osso/implante, podendo acelerar o processo de formação óssea ao redor do implante,
mas isso não é suficiente para que se garanta uma boa adesão dos osteoblastos, e
75
consequente multiplicação celular. Nanotubos com dimensões específicas vêm sendo
estudados para que se alcance melhora efetiva no processo de osseointegração e, os
diâmetros entre ~ 70 nm e ~ 100 nm, têm apresentado bons resultados com mais
eficiência na formação de osso neo formado e aceleração da nucleação e crescimento de
HAP (hidroxiapatita) (Brammer, et al., 2009; Kunze, et al., 2008). Além disso, camadas
de nanotubos com diâmetros maiores que ~ 100 nm não apresentam bons resultados de
adesão celular, pois não possibilitam a ocorrência de filopodia das células de
osteoblastos, fundamental para o processo de adesão celular. Ainda, os nanotubos com
as dimensões entre ~ 70 nm e ~ 100 nm podem induzir a uma aceleração significativa
na taxa de crescimento das células de osteoblastos, da ordem de 300% a 400% (Oh S.,
et al., 2006). Também, em nanotubos com as dimensões descritas acima, a deposição de
Ca (cálcio) e P (fósforo), no estágio inicial de nucleação da hidroxiapatita (HAP), é
maior provavelmente devido às camadas de nanotubos, com diâmetro em torno de ~ 100
nm, apresentarem espaços e intervalos entre os nanotubos facilitando a circulação de
fluidos (Kunze, et al., 2008; Oh S., et al., 2006).
Neste estudo, os valores dos diâmetros dos nanotubos obtidos sobre os materiais
biocompatíveis Ti grau 2 e sobre a liga Ti6Al4V, nos diferentes potenciais de
anodização e tempos de polarização, estão descritos na tabela 2. O mapeamento e
determinação dos diâmetros das estruturas de óxido nanotubulares foi realizada pelo uso
do software ImageJ em 30 pontos distintos e equidistantes em cada superfície dos
corpos de prova. O dimensionamento dos diâmetros foi realizado em triplicata e então
foi registrado o valor médio e o respectivo desvio padrão.
Analisando os dados da magnitude dos diâmetros apresentados na tabela 2 foi
possível verificar que há uma relação direta entre o potencial aplicado e o diâmetro dos
nanotubos obtidos, tanto para Ti grau 2 quanto para a liga Ti6Al4V. Quanto mais alto o
potencial aplicado no processo de anodização potenciostática para obtenção de
nanotubos, maiores os diâmetros dos nanotubos crescidos sobre o substrato metálico
(Bauer, et al., 2006; Macak, et al., 2008).
Observou-se que as amostras de Ti grau 2 anodizadas sob potencial de 15 V no
período de 1h apresentaram diâmetros de ~ 81 nm±14 e, com o aumento do potencial
para 20 V, os diâmetros foram de ~ 100 nm±18 e para 25 V ~ 129 nm±20. Já as
camadas de nanotubos presentes nos corpos de prova da liga ortopédica Ti6Al4V
apresentaram diâmetros a 15 V no período de 1h de anodização de ~ 89 nm±13, em 20
V as medidas foram de ~ 113 nm±20 e em 25 V ~ 149 nm±20. Comparando-se as
dimensões dos nanotubos obtidos sobre a liga ortopédica e sobre o Ti grau 2, verificou-
76
se que os diâmetros dos nanotubos obtidos sobre a liga são maiores que aqueles obtidos,
sob as mesmas condições de anodização, sobre o Ti grau 2. Este dado ocorre devido a
presença do alumínio e vanádio como elementos de liga, que possibilitam um modelo
de crescimento dos nanotubos de TiO2 diferenciado daquele que se observa sobre o Ti
grau 2 comercialmente puro, a presença de duas fases distintas na liga Ti6Al4V (α e ß) e
os tamanhos e contornos de grão existentes na liga ternária, diferentes daqueles
observados no Ti grau 2 comercialmente puro.
Os valores dos diâmetros marcados em azul na tabela 2 (Ti grau 2 e Ti6Al4V
anodizados em 15 V e 20 V por 1h) correspondem às dimensões ideais para aplicação
em implantes endósseos, ou seja, os diâmetros entre a magnitude de ~ 80 nm a ~ 100
nm. Segundo a literatura, estima-se que as espessuras das camadas de nanotubos nestas
condições aqui estudadas sejam da ordem de 800 nm a 1µm para o Ti grau 2 e de 400
nm a 1 µm para a liga ortopédica de Ti6Al4V (Luo, et al., 2008). A espessura da
camada de nanotubos é um fator que também deve ser considerado na otimização de
parâmetros para a obtenção de nanotubos, pois, quanto mais espessa a camada de
nanotubos mais prematura a nucleação e o crescimento in vitro de partículas de HAP
(hidroxiapatita) (Tsuchiya, et al., 2006).
Tabela 2: Dimensionamento dos diâmetros dos nanotubos obtidos sobre o Ti grau 2 e sobre a liga Ti6Al4V.
Diâmetros (nm)
Potencial (V) Tempo (h) Ti grau 2 Ti6Al4V
0,5 ____________ 73±10
15 1,0 81±14 89±13
1,5 82±19 113±20
0,5 ____________ 109±18
20 1,0 100±18 113±17
1,5 143±20 121±22
0,5 ____________ 127±22
25 1,0 129±20 149±24
1,5 124±27 140±20
77
Desta forma, foi possível obter os diâmetros de ~ 80 nm e ~ 100 nm em
anodização potenciostática, aplicando-se os potenciais de 15 V e 20 V por 1h, nos
materiais para implantes biocompatíves de Ti grau 2 e de Ti6Al4V tornando-se a
condição de anodização escolhida, dentre todas as outras, para ser aplicada no restante
dos experimentos que fazem parte deste estudo. Além disso, o método utilizado para
obtenção das camadas auto-organizadas de nanotubos de TiO2 foi de boa
reprodutividade e repetibilidade para ambos os materiais estudados.
Ainda, observou-se que as amostras submetidas ao mesmo potencial de
anodização nos crescentes tempos de polarização, em ambos os materiais anodizados
em 15 V e 20 V, apresentaram diâmetros cada vez maiores. Isto em função da reação no
contorno do nanotubo que ocorre pelo ataque preferencial dos íons fluoreto (F-) durante
todo o tempo, tornando a borda dos nanotubos cada vez mais fina (Schmuki, et al.,
2011). O mesmo não ocorreu nos nanotubos formados em 25 V por 1,5h, pois neste
caso observou-se uma diminuição dos diâmetros ou o colapso das estruturas
nanotubulares, especialmente em amostras de Ti grau 2. Provavelmente devido ao alto
potencial aplicado que gera uma alta densidade de corrente não suportada pela estrutura
de nanotubos, que entra em regime de reações concorrentes de formação e dissolução de
nanotubos no estágio de crescimento das nanoestruturas (Zhou, et al., 2010; Schmuki, et
al., 2011).
7.2 - Estudo da estabilidade termodinâmica
7.2.1 – Estabilidade das películas de óxido compacto e óxido nanotubular
de TiO2
Considerando as características dimensionais dos nanotubos, que tendem a
melhorar a bioatividade dos metais para aplicação em implantes, com diâmetros entre
80 nm e 100 nm, e a obtenção das camadas de nanotubos com boa repetitividade para
ambos os materiais, foi possível otimizar os parâmetros de anodização potenciostática
desta pesquisa.
Otimizados os parâmetros de anodização, 15 V por um período de 1h, para
obtenção de nanotubos com diâmetros aproximados de 80 nm e 20 V por um período de
1h, para obtenção de nanotubos com diâmetros aproximados de 100 nm, para ambos os
biomateriais, foi realizado o estudo da estabilidade termodinâmica das camadas de
nanotubos de TiO2 com o intuito de avaliar a estabilidade destas películas em meio de
fluidos corpóreos agressivos.
78
Para se comparar a estabilidade termodinâmica da película de óxido
nanoestruturada com a não nanoestruturada (compacta), foram preparados corpos de
prova de Ti grau 2 e de Ti6Al4V com os mesmos parâmetros de anodização dos
nanotubos, mas em eletrólito contendo 1 mol.L-1
de H3PO4 livre de íons F-. Esta solução
possui um caráter menos corrosivo que outros eletrólitos ácidos (e até básicos),
possibilita o crescimento de camada de óxido não nanoestruturada (compacta) sobre os
metais biocompatíveis. Além disso, os íons fosfato (PO4)3-
podem ser incorporados à
camada de óxido anódico, tanto do Ti grau 2 quanto da liga Ti6Al4V, o que tende a
estimular a formação de camada biocompatível e bioativa. O menor ataque corrosivo
deste eletrólito sobre o titânio e a liga, quando comparado com outro meio ácido
(H2SO4, por exemplo), está relacionado à forte adsorção de íons fosfato (PO4)3-
na
superfície do óxido, o que o torna um eletrólito bastante adequado para modificação
superficial de metais para aplicação biomédica (Krasicka-Cydzik E., 2012).
A anodização potenciostática das amostras de Ti grau 2 e de Ti6Al4V, em 15 V
e 20 V por 1h, em eletrólito sem a presença de íons F-, resultou na obtenção de
superfícies recobertas com camada de óxido compacta.
Estas amostras apresentaram diferentes colorações: púrpura (Ti grau 2 anodizado
a 15 V/1h) e azul (Ti grau 2 anodizado a 20 V/1h), dourada (Ti6Al4V anodizado a 15
V/1h) e roxa (Ti6Al4V anodizado a 20 V/1h), diferentes daquelas visualizados nas
amostras com óxidos nanotubulares, onde na sua grande maioria são cinzas-fosco.
As diferentes colorações ocorrem em função das diferentes espessuras de filmes
de óxido que crescem sobre os substratos metálicos, Ti grau 2 e a liga Ti6Al4V e, as
diferentes espessuras são obtidas por meio de parâmetros de anodização específicos
(eletrólito, potencial aplicado, tempo, etc). Este é um fenômeno de interferência entre o
feixe de luz refletida na interface metal/óxido e o feixe refletido na superfície do óxido
(Moon, et al., 2013).
A espessura de óxido obtida está diretamente relacionada à magnitude do
potencial aplicado na anodização, quanto maior o potencial de anodização utilizado
mais espessa será a camada de óxido crescida (Ciucciu R., et al., 2012) .
Os corpos de prova com filme de óxido de TiO2 não nanoestruturado, crescidos
a 15 V e 20 V por 1h podem apresentar espessuras aproximadamente entre 30 nm e 40
nm, respectivamente (Krasicka, 2012).
Para se estudar a estabilidade termodinâmica dos filmes de óxidos compactos,
crescidos em 15 V e 20 V por 1h, sobre os corpos de prova de Ti grau 2 e sobre a liga
79
Ti6Al4V, foi utilizado o método eletroquímico de medida do potencial de circuito
aberto.
A medida do potencial de circuito aberto (ECA) é um experimento tradicional
para o estudo da estabilidade termodinâmica dos óxidos crescidos em superfícies de
metais. Este método consiste no monitoramento do potencial em relação ao tempo, por
meio do qual é possível se determinar o potencial de repouso ou potencial de
estabilidade do óxido, sua susceptibilidade aos processos de dissolução e o tempo
necessário para que o óxido alcance a estabilidade eletroquímica. Esse processo
espontâneo permite estudar a tendência à dissolução espontânea dos óxidos em meios
que simulam fluídos corpóreos. Para a medida de potencial de circuito aberto é comum
se utilizar solução PBS (phosphate buffered simulated) por se tratar de uma solução
fisiológica salina, não agressiva, com pH ~ 7. E para o estudo da dissolução, o meio
agressivo utilizado foi o sangue artificial a 37 ºC.
O comportamento de estabilidade termodinâmica, das amostras contendo filme
de óxido não estruturado (compacto) foi medido em eletrólito neutro de PBS durante 90
minutos (figura 28). Os dados de potencial de circuito aberto que possibilitaram
construir as curvas apresentadas foram obtidos a partir do cálculo da média aritmética
da triplicata. Observou-se o decréscimo do potencial para valores menos positivos, até
se atingir um valor praticamente constante. O perfil das curvas comprova a estabilidade
eletroquímica da película do óxido compacto crescida sobre os biometais, uma vez que
não foi verificada nenhuma transição no perfil dos potenciais que poderia levar ao
breakdown do filme anódico (Marino., et al., 2001). Ainda, os valores mais positivos,
mais nobres, para o Ti grau 2 anodizado em 20 V/1h (~ +16,5 mV) e em 15 V/1h (~
+10,8 mV), em comparação com os valores obtidos para a liga ortopédica Ti6Al4V
anodizada em 20 V/1h (~ + 1,5 mV) e em 15 V/1h (~ -70 m\V), determinam que o
óxido crescido sobre o Ti grau 2 é mais estável e menos susceptível à dissolução
independente do potencial de anodização.
O comportamento mais nobre e menos susceptível à dissolução do Ti grau 2
pode ser devido à presença na sua superfície do TiO2 mais uniforme e homogêneo e
portanto mais estável termodinamicamente (Marino , et al., 2001). Já na liga Ti6Al4V
há a formação de óxidos secundários, principalmente o Al2O3, que podem conferir
instabilidade à camada de óxido superficial (Marino, et al., 2006; Xie J, et al., 2008).
80
Fig. 28 – Curvas de potencial de circuito aberto para o Ti grau 2 e a liga Ti6Al4V
recobertos com camada de óxido compacto obtidas a 15 V e 20 V em 1 hora de
polarização, em solução PBS.
Os valores de potenciais de circuito aberto medidos nas amostras dos materiais
biocompatíveis Ti grau 2 e Ti6Al4V, recobertos com camada de óxido compacta, estão
na região de estabilidade eletroquímica do óxido de titânio (TiO2) de acordo com o
diagrama de Pourbaix, contudo, mostraram-se consideravelmente mais negativos que os
valores obtidos das amostras recobertas com camadas de nanotubos obtidas a 15 V e 20
V por 1h de anodização.
O comportamento de estabilidade eletroquímica das amostras de Ti grau 2 e as
da liga Ti6Al4V recobertas com óxidos nanotubulares crescidos via anodização
potenciostática, em 15 V e 20 V por 1h, foi estudado através do método de ECA
(potencial de circuito aberto), as amostras foram colocadas na célula eletroquímica,
ficando exposta à solução PBS (phosphate buffered simulated) apenas a área anodizada.
Durante 90 minutos foi realizada a medida do potencial de circuito aberto do sistema
metal (ou liga) recobertos com películas de óxido nanotubular. A seguir foi calculada a
média aritmética dos resultados da triplicata, o que possibilitou construir o gráfico
apresentado na figura 29. Cabe ressaltar que este experimento foi realizado antes do
processo de dissolução em sangue artificial (37 ºC), a fim de se avaliar o
comportamento prévio/inicial destas camadas de óxido nanotubular.
81
As curvas de ECA vs. tempo obtidas demonstram a estabilidade eletroquímica
das camadas auto-organizadas de nanotubos de TiO2, sobre os materiais biomédicos, Ti
grau 2 e a liga de Ti6Al4V, uma vez que nenhuma variação no seu perfil foi observada,
ou seja, nenhum pico nenhum vale foi detectado durante toda a medida de potencial de
circuito aberto, o que poderia indicar a ruptura da camada do óxido nanotubular. Além
disso, o comportamento das curvas de potencial de circuito aberto, para ambos os
biomateriais, oxidados via potenciostática em 15 V e 20 V por 1h, apresentou tendência
a valores mais positivos após os primeiros dez minutos de leitura de potencial,
indicando que a superfície do metal apresenta camada protetiva e porosa de óxido, que
se mantém estável na superfície dos biomateriais estudados.
Fig. 29 – Curvas de potencial de circuito aberto, para o Ti grau 2 e a ligado Ti6Al4V,
recobertos com camadas de nanotubos de TiO2, obtidas a 15 V e 20 V em 1h de
polarização, em solução de PBS.
Foi possível constatar que, ambos os biomateriais com película de óxido
nanotubular obtida em 20 V por 1h, apresentaram potencial ainda mais nobre, podendo
indicar a presença de um óxido mais barreira, mais protetivo (Ti6Al4V ECA ~ +112
mV e Ti grau 2 ECA ~ +97 mV), que aqueles recobertos por película de óxido
nanotubular obtida em 15 V por 1h de anodização. Estes últimos apresentaram um
potencial menos nobre, provavelmente mais susceptíveis à dissolução quando
submetidos a meios agressivos (Ti grau 2 ~ +94 mV e Ti6Al4V ~ +61 mV) devido a
120
100
80
60
40
20
0
20 V
15 V
82
camada barreira de óxido menos espessa e espessura da camada de nanotubos também
menor, tornando esta cobertura menos protetiva.
Os nanotubos obtidos sobre a liga ortopédica Ti6Al4V apresentam uma maior
dependência com o potencial de anodização potenciostática, pois passam de uma
condição de maior instabilidade do potencial de circuito aberto (menos nobres) quando
anodizados em 15 V, ao extremo do potencial mais nobre, quando os nanotubos são
obtidos via anodização potenciostática, em 20 V por 1h, indicando uma condição mais
adequada a aplicações biomédicas.
A ausência de nanotubos na região onde supostamente deveria haver o óxido de
vanádio (V2O5) foi possível ser observada em todas as micrografias das amostras de
Ti6Al4V, anodizadas em 15 V por 1h, apresentando os sulcos característicos da
provável dissolução do óxido de vanádio e consequentemente, a não formação da
estrutura nanotubular. Já para as amostras anodizadas em 20 V por 1h, houve a ausência
dos sulcos de dissolução. Este dado pode ser determinante na diferença de
comportamento de estabilidade eletroquímica das camadas de nanotubos obtidas sobre a
liga ortopédica Ti6Al4V.
Os resultados indicativos da boa estabilidade termodinâmica das camadas de
nanotubos presentes sobre o Ti grau 2 e a liga Ti6Al4V refletem os benefícios que a
morfologia dos nanotubos podem conferir aos implantes metálicos. A película que
recobre a área anodizada é densamente recoberta por nanotubos e, além disso, existe
ainda a presença de uma camada de óxido de TiO2 na base dos nanotubos (camada
barreira de óxido), que faz parte da morfologia da película que recobre os metais
anodizados. Este conjunto: nanotubos + camada barreira de óxido aumenta a área
superficial específica exposta em solução, o que corrobora para que se alcance os
resultados de estabilidade aqui obtidos (Zhang F., et al., 2009; Karpagavalli., et al.,
2007).
As superfícies das amostras recobertas com camadas de nanotubos atingem um
estado relativamente estável logo que são imersas em solução PBS. Este fato pode estar
relacionado diretamente com a morfologia das camadas de nanotubos que recobrem os
materiais em estudo. As camadas auto-organizadas de nanotubos de TiO2 possuem uma
conformação tridimensional, composta por uma camada barreira de óxido sobreposta
pelos nanotubos, que crescem verticalmente sobre a mesma (Yu W., et al., 2009). Este
conjunto estruturado, nas condições de anodização aqui empregadas, pode ter alcançado
valores entre 600 nm e 1 µm de espessura (Bauer., et al., 2006; Schmuki., et al., 2009).
83
Comparando-se as morfologias destas duas estruturas, percebe-se que o filme de
nanotubos pode alcançar uma espessura até 20 vezes maior que a da camada de óxido
compacta, que estima-se alcançar de 30 nm a 40 nm, nas condições de anodização deste
trabalho (Krasicka, 2012). Em decorrência desta grande variação na espessura, as
amostras recobertas com camadas auto-organizadas de nanotubos de TiO2, sobre o Ti
grau 2 e sobre a liga Ti6Al4V, apresentaram potenciais mais positivos, que aqueles
encontrados nas amostras recobertas com óxido não nanoestruturado.
Comparando-se o comportamento das amostras de Ti grau 2 recobertas com
nanotubos (figura 29) e aquelas com óxido compacto (figura 28) foi observada uma
diferença significativa nos potenciais finais de equilíbrio em torno de 86%. O Ti grau 2
recoberto com nanotubos apresentou potencial médio ~ +95,5 mV (mais nobre)
enquanto o recoberto com camada de óxido compacto, o potencial médio foi de ~ +13,6
mV (menos nobre). Este dado reflete novamente a influência da morfologia da camada
de nanotubos, sobre a estabilidade termodinâmica do óxido de Ti grau 2, que consiste
numa camada barreira de óxido sobreposta por uma densa e ordenada camada de
nanotubos, que independente do seu diâmetro, torna a superfície do metal mais estável
termodinamicamente que o metal recoberto com camada de óxido compacto (Zhang F.,
et al., 2009). A estrutura da camada de nanotubos possui uma camada de óxido barreira
que estima-se alcançar o valor do diâmetro do nanotubo obtido sobre ela, assim, se o
diâmetro do nanotubo crescido for de ~ 80 nm, provavelmente abaixo da camada de
nanatubo existirá uma camada de óxido barreira de aproximadamente 80 nm (Mor G.
K., 2006). Em síntese, os óxidos nanotubulares possuem potencial termodinâmico mais
positivo que as películas de óxido compacto, independente do potencial de anodização
em que foram crescidos. Estes resultados estão apresentados no gráfico de colunas na
figura 30, onde observa-se claramente a definição dos comportamentos mais nobres na
presença de nanoestruturas tubulares.
84
0 20 40 60 80
0
20m
40m
60m
80m
100m
E (
mV
)
Tempo (min)
Nt 15 V
Nt 20 V
Compacto 15 V
Compacto 20 V
Ti grau 2
Fig. 30 – Comparação entre o potencial de circuito aberto do Ti grau 2 recoberto por
nanotubos e com óxido compacto em solução PBS, crescidos em 15 V e 20 V durante
1h de polarização.
Comparando-se o comportamento das amostras de Ti6Al4V recobertas com
nanotubos e aquelas com óxido compacto foi observada uma diferença significativa nos
potenciais finais de equilíbrio, semelhante ao que se observou no estudo do Ti grau 2.
As amostras recobertas com película nanoestruturada apresentaram potencial mais
positivo, mais nobre que o potencial das amostras recobertas somente com óxido
compacto. Apresentando potenciais da ordem de ~ +61 mV e ~ +112 mV, nas amostras
anodizadas a 15 V e 20 V por 1 h, enquanto que as amostras de óxido compacto
apresentaram potencial de circuito aberto em torno de ~ -70 mV (15V/1h) e ~ + 1,5 mV
(20 V/1h).
Todavia, este comportamento eletroquímico parece ser dependente do potencial
de polarização potenciostática quando o biomaterial em questão é a liga Ti6Al4V.
Concordantemente às curvas cronoamperométricas e às análises morfológicas já
apresentadas, a presença do óxido de vanádio (V2O5) pode inferir instabilidade
termodinâmica em óxidos auto-organizados obtidos a 15 V. Desta forma, as camadas de
óxido crescidas sobre a liga ortopédica provaram ser mais estáveis e protetoras na forma
de nanotubos quando obtidas a 20 V/1h. Estes resultados estão apresentados nos
gráficos de colunas da figura 31, onde se detecta a nobreza dos potenciais quando os
óxidos são nanotubulares e a variação da estabilidade termodinâmica com o potencial de
anodização para a liga Ti6Al4V, tanto em óxidos compactos quanto em nanotubulares.
Eca
(m
V)
vs.
EC
S
85
0 20 40 60 80
-60m
-40m
-20m
0
20m
40m
60m
80m
100m
120m
E (
mV
)
Tempo (min)
Nt 15V
Nt 20V
Compacto 15 V
Compacto 20 V
Ti6Al4V
Fig. 31 – Comparação entre o potencial de circuito aberto da liga Ti6Al4V recoberto
por nanotubos e com óxido compacto em solução PBS, crescidos em 15 V e 20 V
durante 1h de polarização.
Finalmente, comparado-se os potenciais finais de estabilidade termodinâmica
das amostras de Ti grau 2 e da liga de Ti6Al4V, foi possível concluir que os óxidos
crescidos via anodização potenciostática aplicando-se potencial de polarização de 20 V
por 1h, apresentam potencial de circuito aberto em solução neutra de PBS, mais
positivo, mais nobre e menos susceptível à dissolução em sua forma nanotubular auto-
organizada. Além disso, o potencial de anodização de 20 V proporciona a formação de
camada de óxido mais espessa, tanto para a camada de óxido compacta quanto para a
nanoestruturada, tornando os biomateriais estudados mais protegidos e estáveis
termodinamicamente.
De uma forma geral, analisando os resultados, pôde-se observar que as amostras
recobertas pela película de nanotubos apresentaram os valores de potencial de circuito
aberto mais positivos quando comparadas com as amostras recobertas por filme de
óxido compacto. Este dado reflete a excelente propriedade dos filmes nanoestruturados
de TiO2: de proteção e estabilidade termodinâmica, devido à espessa camada, uniforme,
estável e aderente aos substratos metálicos à base de titânio.
Foi possível concluir ainda que, a liga ortopédica Ti6Al4V anodizada em 20 V
por 1h, recoberta com película nanoestruturada, apresentou o melhor resultado de
potencial de equilíbro (~ +112 mV), isto é, ainda mais nobre que o Ti grau 2 (~ +97,6
mV), sugerindo que a liga apresenta filme óxido nanoestruturado mais estável, mais
Eca
(m
V)
vs.
EC
S
86
protetor e portanto menos susceptível à dissolução. Quando se trata de óxidos
nanotubulares auto-organizados, os elementos de liga conferem estabilidade ao óxido,
contrariamente quando o óxido é compacto.
7.2.2 - Estudo do processo de dissolução espontânea das películas de óxido
compacto e de óxidos nanoestruturados
Óxidos Compactos não nanoestruturados:
O estudo do processo de dissolução espontânea é um método eletroquímico
analítico, que avalia a tendência à dissolução ou corrosão de uma superfície metálica,
recoberta ou não por camada de óxido, após ter sido imersa por um determinado período
de tempo em eletrólito corrosivo. Uma forma de se avaliar a estabilidade termodinâmica
da camada de óxido, após imersão em fluídos corrosivos, é a medida de potencial de
circuito aberto. Realizando-se as medidas de potencial antes (já descrito no item 7.2.1) e
depois da imersão em solução corrosiva, fez-se o estudo comparativo dos resultados de
potencial de estabilidade termodinâmica e do potencial estacionário, obtidos após
imersão em solução corrosiva. Conhecendo-se os valores de potencial de circuito
aberto, pode-se verificar, pela diferença entre os potenciais, a suceptibilidade à
dissolução/corrosão da superfície analisada no meio empregado.
Trata-se de um estudo de extrema relevância quando os materiais que se
pretende investigar são biomateriais implantáveis, que devem permanecer no organismo
humano por longo período de tempo, pois os implantes endósseos estarão em contato
com sangue, que é tão corrosivo quanto a água do mar. O que pode levar ao
desprendimento, por parte do implante, de elementos nocivos ao organismo humano
(Zavaglia C., 2008). Além disso, o tratamento superficial, como a obtenção de
nanotubos auto-organizados, só pode melhorar a interação osso-implante se realmente
esta película se mantiver estável na superfície do biomaterial em condições de fluído e
temperatura corpóreos. Assim, o objetivo deste estudo foi avaliar a suceptibilidade à
dissolução/corrosão dos óxidos nanoestruturados e compactos obtidos através de
anodização potenciostática a 15 V e 20 V por 1h, sobre os biomateriais utilizados em
implantes, Ti grau 2 e a liga ortopédica Ti6Al4V, após imersão por 15, 30 e 60 dias em
sangue artificial na temperatura de 37ºC. Para o experimento foram preparadas
triplicatas dos corpos de prova recobertos por nanotubos e por óxido compacto não
nanoestruturado.
87
Para os óxidos compactos, os resultados de potencial de estabilidade
termodinâmica e potencial estacionário após imersão em sangue artificial a 37 ºC
durante 15, 30 e 60 dias, crescidos nas mesmas condições de anodização potenciostática
sobre o Ti grau 2 e sobre a liga Ti6Al4V, estão apresentados pelo gráfico de linhas e
colunas apresentado na figura 32. Os valores das medidas de potencial são referentes à
média aritmética dos valores obtidos da triplicata das amostras de Ti grau 2 e do
Ti6Al4V, anodizados a 15 V/1h e 20 V/1h, e o desvio padrão das medidas de potencial
de estabilidade termodinâmica e de potencial estacionário após imersão em sangue
artificial, foi milesimal, indicando a boa estabilidade dos óxidos não nanotubulares
formados e a confiabilidade das medidas.
O gráfico de linhas e colunas da figura 32 mostra a diferença entre o potencial de
estabilidade termodinâmica e o potencial de circuto aberto após dissolução em solução
corrosiva, das amostras de Ti grau 2 e Ti6Al4V anodizadas a 15 V e 20 V/1h.
Fig. 32 - Potenciais de circuito aberto do Ti grau2 e da liga Ti6Al4V recobertos com
camada de óxido não nanoestruturado antes da imersão em sangue artificial e após 15,
30 e 60 dias em sangue artificial a 37 ºC.
Analisando as diferenças dos potenciais de circuito aberto obtidos foi possível
concluir que a liga ortopédica recoberta por óxido compacto a 20 V/1h apresenta menor
ECA antes da
imersão em
sangue
artificialca
15 30
15
60
30
15
88
tendência à dissolução quando imersa em solução corrosiva de sangue artificial a 37 ºC,
por diferentes períodos de tempo.
Apesar do Ti grau 2 apresentar potenciais bastante positivos, seja em óxidos
obtidos a 15 V ou 20 V, após o teste de imersão, este apresentou susceptibilidade à
dissolução espontânea.
Nanotubos auto-organizados:
O gráfico de linhas e colunas apresentado na figura 33, mostra os resultados
comparativos de potencial de estabilidade termodinâmica do Ti grau 2 recoberto por
óxidos nanotubulares, obtidos a 15 V e 20 V por 1h, antes da imersão em sangue
artificial, e a medida de potencial estacionário, após o processo de dissolução
espontânea em solução corrosiva de sangue artificial a 37 ºC.
Fig. 33 – Potenciais de circuito aberto do Ti grau 2 com óxido nanotubular antes da
imersão em sangue artificial e após 15 , 30 e 60 dias em sangue artificial a 37 ºC.
O Ti grau 2 anodizado em 20 V/1h apresentou potencial de estabilidade
termodinâmica, antes da imersão das amostras em solução de sangue artificial, de ~ +97
mV, enquanto que a amostra de Ti grau 2 anodizada em 15 V/1h apresentou potencial
termodinâmico de ~ +94 mV, indicando a sua independência com o potencial de
anodização, como já descrito anteriormente (item 7.2.1). Após 15 dias de imersão em
sangue artificial a 37 ºC, a amostra de Ti grau 2 com nanotubos obtidos em anodização
potenciostática a 20 V/1h, exibiu o comportamento mais nobre, ou seja, menos negativo
15 30 60
ECA antes da
imersão em
sangue artificialca
89
e portanto, menos susceptível à dissolução, com potencial estacionário da ordem de
-142 mV enquanto o Ti grau 2, anodizado a 15 V/1 h, apresentou potencial estacionário
mais negativo após 15 dias de imersão em sangue artificial, de ~ -161 mV. A diferença
entre o potencial de estabilidade termodinâmica e o potencial estacionário, após
dissolução em solução corrosiva em sangue artificial a 37 ºC, foi da ordem de 6% mais
positivo para o Ti grau 2 anodizado em 20 V/1h, indicando assim que o sistema Ti grau
2/óxido nanotubular obtido em 20 V/1h manteve-se mais estável que as películas
obtidas em 15 V/1h em solução e temperatura corpóreas, independentemente do tempo
de imersão.
Observando-se o gráfico de linhas e colunas da figura 34, é possível avaliar os
potenciais de estabilidade termodinâmica, antes da imersão em sangue artificial, da liga
ortopédica Ti6Al4V recoberta com película de nanotubos e comparar com a medida de
potencial estacionário, após o processo de dissolução espontânea em solução corrosiva
de sangue artificial a 37 ºC.
Fig. 34 – Potenciais de circuito aberto da liga Ti6Al4V recoberta com óxido
nanotubular antes da imersão em sangue artificial e após 15 , 30 e 60 dias em sangue
artificial a 37 ºC.
A liga ortopédica Ti6Al4V, anodizada via potenciostática em 20 V/1h,
apresentou potencial de estabilidade termodinâmica, antes da imersão das amostras em
solução de sangue artificial, por volta de ~ +112 mV, enquanto que a amostra de
Ti6Al4V, anodizada em 15 V/1h, apresentou potencial de estabilidade termodinâmica
15 30 60
ECA antes da
imersão em
sangue artificialca
90
em torno de ~ +61 mV, indicando a dependência do potencial de circuito aberto com o
potencial de anodização da liga, como descrito no item 7.2.1. Após 15 dias de imersão
em sangue artificial, a amostra de Ti6Al4V com nanotubos obtidos em anodização
potenciostática a 15 V/1h, exibiu o comportamento mais nobre, ou seja, menos negativo
e, portanto, menos susceptível à dissolução. O potencial estacionário foi de ~ -151 mV
enquanto que a liga Ti6Al4V anodizada a 20 V/1 h, apresentou potencial estacionário
mais negativo, em torno de ~ -183 mV. A diferença entre o potencial de estabilidade
termodinâmica e o potencial estacionário, após dissolução em solução corrosiva de
sangue artificial a 37 ºC foi da ordem de 28% mais positivo para o Ti6Al4V anodizado
em 15 V/1h, indicando assim que o sistema Ti6Al4V/camada de nanotubos obtidos em
15 V/1h manteve-se mais estável que as películas obtidas em 20V/1h imersas em
solução e temperatura corpóreas, independente do tempo de imersão.
O desvio padrão das medidas de potencial de estabilidade termodinâmica e de
potencial estacionário após imersão em sangue artificial foi milesimal, indicando a
estabilidade dos óxidos nanotubulares formados e a confiabilidade das medidas.
Finalmente, foi possível concluir que a liga ortopédica Ti6Al4V/óxido
nanotubular (15 V/1h), após 15 dias de imersão em sangue artificial, apresentou uma
diferença entre o potencial de estabilidade termodinâmica e o potencial estacionário
cerca de 11% menor que o Ti grau 2/óxido nanotubular (20 V/1h), evidenciando a
menor tendência à dissolução em solução corrosiva do sistema eletroquímico: camada
barreira de óxido + nanotubos auto-organizados sobre a liga Ti6Al4V anodizada em 15
v/1h.
Esperava-se que a liga Ti6Al4V, com nanotubos crescidos a 20 V/1h em
anodização potenciostática, apresentasse maior estabilidade e, portanto, menor
tendência à dissolução em 15 dias de imersão em sangue artificial. Isso porque o
potencial de estabilidade termodinâmica foi mais nobre (~ +112 mV) que aquele obtido
para a liga anodizada em 15 V/1h (~ +61 mV). No entanto, a diferença entre os
potenciais de estabilidade termodinâmica e o potencial estacionário, após imersão em
sangue artificial, foi cerca de 14% menor para a liga anodizada em 15 V/1h. Este dado
pode ser justificado pelo tamanho dos diâmetros dos nanotubos na liga anodizada a 20
V/1h, que são da ordem de 113±17 nm, enquanto os diâmetros da liga anodizada a 15
V/1h apresentam-sem da ordem de 89±13 nm. Quanto maiores os diâmetros dos
nanotubos obtidos maior contato do eletrólito com a camada barreira de óxido,
possibilitando maior ataque da solução corrosiva. O tamanho dos diâmetros dos
nanotubos possibilita uma maior reação interfacial em função da área exposta entre a
91
superfície e o eletrólito e proporciona mais canais de acesso à camada barreira de óxido,
potencializando o contato eletrólito/óxido barreira e consequentemente possível maior
dissolução (Yang H., et al.,2009; Kim W., et al., 2009).
Já, com o aumento do tempo de imersão, os sistemas eletroquímicos liga
Ti6Al4V e o Ti grau 2 recobertos com óxidos nanotubulares apresentaram potenciais
cada vez menos negativos, independente do potencial de anodização onde, estes dados
podem ser observados por meio do gráfico de linhas e colunas da figura 35. O Ti grau
2/óxido nanotubular (15 V/1h) apresentou potencial de estabilidade termodinâmica da
ordem de ~ +94 mV e os potenciais estacionários verificados após dissolução em
solução de sangue artificial após 30 e 60 dias a 37 ºC foram da ordem de ~ -158 mV e ~
-136 mV, respectivamente. Já a amostra de Ti grau 2/óxido nanotubular (20 V/1h),
apresentou o valor de potencial de estabilidade termodinâmica da ordem de ~ +97 mV e
o potencial estacionário, após 30 dias de imersão em solução corrosiva, foi de ~ -132
mV e após 60 dias de imersão da ordem de ~ -128 mV. Considerando os dados
apresentados, conclui-se que o Ti grau 2/óxido nanotubular (20 V/1h) apresenta a menor
tendência à dissolução se comparado ao Ti grau 2/óxido nanotubular (15 V/1h),
independente do tempo de imersão em sangue artificial.
A análise da liga Ti6Al4V/óxido nanotubular (15 V/1h) apresentou um potencial
de estabilidade termodinâmica da ordem de ~ +61 mV e o potencial estacionário, após
30 dias de imersão em solução de sangue artificial, de ~ -124 mV e, após 60 dias de
imersão potencial da ordem de ~ -110 mV. Enquanto que o sistema: liga Ti6Al4V/óxido
nanotubular (20 V/1h) apresentou potencial de estabilidade termodinâmica de ~ +112
mV e o potencial estacionário, após 30 e 60 dias de imersão em sangue artificial a 37 ºC
de ~ -135 mV e ~ -126 mV, respectivamente. Conclui-se, observando o gráfico da
figura 35, que o potencial estacionário obtido após dissolução espontânea em sangue
artificial a 37 ºC, para a liga Ti6Al4V/óxido nanotubular (15 V/1h) foi o menos
negativo em 30 e 60 dias de imersão se comparado ao potencial resultante da dissolução
da camada de óxido nanotubular da amostra de Ti6Al4V (20 V/1h). Ainda, a liga
ortopédica recoberta com nanotubos obtidos a 15 V/1h, apresentou a menor diferença
entre o potencial de estabilidade termodinâmica e o potencial estacionário, se
comparado com os valores obtidos de potencial de circuito aberto das amostras de Ti
grau 2/óxido nanotubular (15 V e 20 V/1h) e da liga ortopédica anodizada em 20 V/1h,
que pode indicar a menor dissolução de camada de óxido nanotubular para a liga
ortopédica Ti6Al4V/óxido nanotubular (15 V/1h), independente do tempo de imersão
em sangue artificial.
92
Estes resultados despertaram o interesse por uma investigação mais profunda a
respeito da estabilidade das camadas de óxido nanotubular, quando imersos em sangue
artificial por diferentes períodos de tempo. O fato dos potenciais estacionários tornarem-
se cada vez mais positivos à medida que as amostras permanecessem mais tempo em
solução corrosiva demonstrou que, provavelmente, algum fator paralelo ao processo de
dissolução estaria inibindo a resposta do potencial à dissolução/corrosão.
Os nanotubos, se “bloqueados” pela adsorção de íons da solução de sangue
artificial, podem apresentar o potencial estacionário menos negativo, entretanto, não é
um resultado que confirme a efetiva interrupção da dissolução/corrosão do óxido que
recobre o substrato metálico.
Fig. 35 – Potenciais de circuito aberto do Ti grau2 e da liga Ti6Al4V recobertos com
óxido nanotubular antes da imersão em sangue artificial e após 15, 30 e 60 dias em
sangue artificial a 37 ºC.
Desta forma, há uma tendência de que o óxido nanotubular que recobre o metal
base continue a ser dissolvido pela solução de fluidos corpóreos, no entanto, não se
observa este nível de dissolução por meio da análise de potencial de circuito aberto.
Este é um indicativo de que o filme de óxido atinge uma taxa de dissolução
aproximadamente constante quando imerso em soluções que contém íons cloreto (Cl-) e
15 30
5
60
30
15
Eca antes da
imersão em
sangue
artificialca
93
o efeito dos precipitados adsorvidos sobre a camada de óxido bloqueiam parcialmente a
condutividade iônica nas aberturas dos nanotubos (Souto et al., 2003; Simka et al.,
2011).
Comparando-se os gráficos das figuras 32 (Eca inicial e Eca após dissolução em
sangue artificial dos óxidos compactos) e 35 (Eca inicial e Eca após dissolução em
sangue artificial dos óxidos nanotubulares) pode-se concluir que, as amostras de Ti grau
2 e da liga ortopédica Ti6Al4V recobertas com nanotubos em 15 V e 20 V/1h
apresentam claramente menor dissolução/corrosão que aquelas recobertas por camada
de óxido compacto de TiO2 obtidos sob as mesmas condições de anodização. Este dado
reflete o caráter mais protetivo, mais barreira, da camada de nanotubos quando presente
sobre o substrato metálico. A maior espessura dos sistemas de camadas de nanotubos
auto-organizados possibilita, portanto, a melhor estabilidade termodinâmica das
camadas de óxido de TiO2 nanotubulares. Esta característica pôde ser observado na
análise dos gráficos 30 e 31, que mostra as grandes regiões de potencial mais positivo
no estudo dos materiais recobertos com nanotubos em comparação com aqueles
recobertos com óxido compacto.
Assim, as amostras foram submetidas à análise por microscopia eletrônica de
varredura (MEV), para se verificar qual a condição superficial das camadas de óxido
nanotubular após imersão em solução corrosiva por 15, 30 e 60 dias a 37 ºC, pois os
resultados obtidos de potenciais menos negativos com a imersão em sangue artificial em
períodos de tempo crescentes, talvez fossem provenientes do selamento dos nanotubos,
por íons advindos da solução de sangue artificial, na superfície dos óxidos
nanotubulares.
Para comprovar a presença dos precipitados Ca e P sobre o filme de óxido
nanotubular foram obtidas imagens de MEV das amostras de Ti grau 2 (figuras 36 e 37)
e da liga Ti6Al4V (figuras 38 e 39), após imersão em sangue artificial a 37 ºC por 15,
30 e 60 dias.
As superfícies de Ti grau 2 (figura 36 ), recobertas com nanotubos obtidos em 15
V/1h, revelam que a partir de 15 dias de imersão em sangue artificial iniciou-se o
selamento da camada de óxido nanotubular. Já em 30 dias o selamento/precipitação foi
progredindo até que, em 60 dias, a obstrução dos poros foi quase completa, sendo
possível visualizar a presença dos nanotubos quase que inteiramente recobertos pelos
precipitados. Este fenômeno ocorre muitas vezes porque, tanto a espessura quanto a
composição química da camada de óxido de titânio, exibem importante papel na
adsorção de proteínas, provenientes dos fluidos biológicos, bem como a atração de
94
células em sua superfície (Yang., et al., 2010; Liu ., et al., 2004). Na composição do
sangue artificial, os íons que geralmente são atraídos pela camada TiO2 estão presentes,
onde este óxido tem demonstrado grande afinidade físico-química aos íons Ca2+
, P5+
,
(PO4)3-
, e esta propriedade vem sendo estudada em experimentos que envolvem testes in
vitro de bioatividade. Os testes biomiméticos que se realizam por meio do crescimento
de HAP (hidroxiapatita) sobre óxido de TiO2 imerso em SBF (simulated body fluid) são
um exemplo desta prática (Tsuchiya H., et al., 2006).
Resultado semelhante foi observado nas micrografias apresentadas na figura 37;
onde foi possível observar que o selamento de poros do Ti grau 2 anodizado em 20 V/
1h, teve início a partir de 15 dias de imersão em solução de sangue artificial a 37 ºC e,
progressivamente a precipitação de espécies foi ocorrendo até recobrir totalmente a área
analisada. Foi observado que em 15 dias, as regiões de selamento são bem localizadas
deixando à mostra grande parte dos nanotubos presentes sobre o substrato metálico.
a) b)
c)
Fig. 36 – Micrografias obtidas por MEV de nanotubos crescidos a 15 V/1h sobre Ti
grau 2 imerso em sangue artificial a 37 ºC por 15 dias (a) 30 dias (b) e 60 dias (c).
95
a) b)
c)
Fig. 37 - Micrografias obtidas por MEV de nanotubos crescidos a 20 V/1h sobre Ti grau
2 imerso em sangue artificial a 37 ºC por 15 dias (a) 30 dias (b) e 60 dias (c).
A figura 38 (a), (b) e (c) apresenta a progressão do selamento dos nanotubos que
recobrem a liga Ti6Al4V anodizada a 15 V/1h. As amostras imersas em sangue artificial
apresentaram selamento de poros também a partir de 15 dias de imersão, progredindo
até quase a totalidade do recobrimento da superfície em 60 dias de imersão. A figura 39
(c) mostra que, mesmo após 60 dias de imersão em sangue artificial a 37 °C, o óxido
nanotubular permanece presente sobre o substrato metálico.
a) b)
96
c)
Fig. 38 - Micrografias obtidas por MEV de nanotubos crescidos a 15 V/1h sobre
Ti6Al4V imerso em sangue artificial a 37 ºC por 15 dias (a) 30 dias (b) e 60 dias (c).
A liga ortopédica anodizada em 20 V/1h, apresentou como resultado as
micrografias (a), (b) e (c) da figura 39. Pode-se observar que em 15 dias de imersão em
sangue artificial a 37 ºC há um sutil início do prcesso de selamento nos nanoporos que
está indicado pela seta (figura 39 (a)). Em 30 dias de imersão em sangue artificial, o
selamento/precipitação mostrou-se ainda bastante superficial e após 60 dias de imersão,
a superfície apresentou-se completamente recoberta pelos precipitados do eletrólito, já
não sendo visível nenhuma estrutura de nanotubos.
a) b)
c)
Fig. 39 - Micrografias obtidas por MEV de nanotubos crescidos a 20 V/1h sobre
Ti6Al4V imerso em sangue artificial a 37 ºC por 15 dias (a) 30 dias (b) e 60 dias (c).
A diferença no selamento/precipitação que se observa, comparando as
micrografias das amostras de Ti grau 2 e da liga ortopédica, pode ser devido à presença
97
do óxido de TiO2, e nenhuma outra espécie de óxido, sobre o Ti grau 2, enquanto
obtém-se óxidos secundários (Al2O3 e V2O5) na anodização da liga que, provavelmente,
interferem na afinidade físico-química aos íons presentes na solução de sangue artificial.
Nas estruturas com película de nanotubos pôde-se observar que, os poros dos
nanotubos são o que efetivamente potencializam o selamento/precipitação e adsorção de
íons do eletrólito corrosivo. Esta morfologia permite que as espécies presentes na
solução sejam adsorvidas em seus vazios e ali permaneçam, formando uma densa
camada de precipitado sobre toda a película de nanotubos. Esta característica pode ser
benéfica na aplicação biomédica, pois os nanotubos de TiO2 podem ser dopados e/ou
tratados com íons que tendem a melhorar a interação osso/implante (como Ca, P e
HAP), bem como conferirem atividade anti-bacteriana às superfícies, dependendo dos
dopantes utilizados (Yang S., et al., 2006). O selamento dos poros dos nanotubos ocorre
em função da grande afinidade físico-química dos íons cálcio, fósforo ao óxido de TiO2.
No entanto, quando a nanoestrutura é “bloqueada”, suas funções ou propriedades de
aumento de área superficial específica podem ser afetadas e prejudicadas.
Foi observado também, que as amostras recobertas por filme de óxido compacto,
sobre Ti grau 2 e a liga Ti6Al4V, quanto mais tempo permaneceram em sangue
artificial, mais negativo se tornou o potencial, mostrando a tendência à dissolução do
filme óxido sem que houvesse o selamento/precipitação superficial. Este fato foi
observado por meio das figuras 40 e 41 que mostram as imagens de MEV para os
óxidos compactos (não nanoestruturado) obtidos a 20 V/1h, antes e após o teste de
imersão, as camadas de óxido antes do teste de imersão, estão uniformemente
distribuídas pelas superfícies dos metais, não possuem morfologia definida e são livres
de poros (figura 40 a) e b)).
As amostras de Ti grau 2/óxido compacto e da liga ortopédica/óxido compacto,
após terem sido imersas em sangue artificial a 37 ºC por 60 dias (figura 41)
apresentaram a morfologia similar aos óxidos antes do teste de imersão. Foi possível
observar que não ocorreram alterações na morfologia e na distribuição superficial do
filme de óxido, independentemente do biomaterial ou tempo de imersão. Este dado pode
ser atribuído ao processo de dissolução ser mínimo, com cargas envolvidas no processo
de dissolução da ordem de 1,25 mC.cm-2
, podendo não ser , evidenciado por imagens de
MEV (Marino., et al., 2001).
98
a) b)
Fig. 40 – Micrografas de MEV: Ti grau 2 (a) e Ti6Al4V (b) com camada de óxido
compacto não nanoestruturada, obtida via anodização potenciostática a 20 V/1h em
solução de 1 mol.L-1
de H3PO4.
a) b)
Fig. 41 – Micrografias de MEV: Ti grau 2 (a) e Ti6Al4V (b) com camada de óxido
compacto não nanoestruturada, obtida via anodização potenciostática a 20 V/1 h em
solução de 1 mol.L-1
de H3PO4, após imersão em sangue artificial a 37 ºC por 60 dias.
Ainda nas imagens apresentadas da figura 41, não foi possível detectar nenhum
indício de selamento/precipitação ou adsorção de espécies do eletrólito corrosivo de
sangue artificial sobre a estrutura de óxido compacto não nanoestruturado. Isso pode ser
devido à morfologia não definida e ausência de poros desta estrutura. Este dado pode
ser de grande importância quando se trata da afinidade que a camada de óxido de TiO2
apresenta sobre os íons Ca e P, pois ficou evidente nas imagens por MEV das amostras
recobertas por nanotubos, que a adsorção das espécies advindas da solução ocorre na
estrutura com nanotubos através do selamento de poros. Nesta etapa, é importante
identificar quais íons estão presentes nos precipitados e se esta alteração superficial será
benéfica para a bioatividade dos biomateriais implantáveis aqui estudados.
99
7.3 – Caracterizações superficiais
7.3.1 – Análise de elementos – EDS (Espectrofotometria de Energia
Dispersiva).
Constatado o selamento/precipitação das camadas de óxido nanotubular sobre o
Ti grau 2 e a liga Ti6Al4V, anodizados via potenciostática em 15 V e 20 V por 1h, em
eletrólito contendo íons fluoreto, fez-se necessária a investigação sobre quais íons
estariam adsorvidos nos poros dos nanotubos. Para esta investigação foi escolhido o
EDS (energy dispersive x-ray detector, EDX ou EDS) que é um acessório essencial no
estudo de caracterização microscópica de materiais.
Um detector instalado na câmara de vácuo do MEV (microscópio eletrônico de
varredura) mede a energia associada aos elétrons correspondentes a cada elemento
químico(s) da tabela periódica. Como os elétrons de um determinado átomo possuem
energias distintas, é possível, no ponto de incidência do feixe, determinar quais os
elementos químico estão presentes naquele ponto e assim identificar o(s) elemento(s)
químico(s) presente(s). Enquanto o MEV proporciona nítidas imagens (ainda que
virtuais, pois o que se vê no monitor do computador é a transcodificação da energia
emitida pelas partículas, ao invés da radiação emitida pela luz, ao qual estamos
habitualmente acostumados), o EDX ou EDS permite sua imediata identificação. A
análise por EDS é uma ferramenta científica largamente utilizada aliada ao MEV para a
caracterização de materiais metálicos e semicondutores, pois permite identificar os
elementos presentes em uma amostra, mesmo que qualitativamente, em pontos
específicos da imagem (CRUZ et al., 2006).
As quantidades relativas de porcentagem em massa (wt %) ou porcentagem
atômica (at %) dos elementos químicos presentes na superfície analisada estão indicadas
nas tabelas de microanálise por EDS aqui apresentada, e são apenas semiquantitativas,
servindo como um indicador fiel da presença de cada elemento químico não podendo
ser consideradas como análises quantitativas.
Nesta etapa da pesquisa, utilizou-se esta técnica para se identificar os elementos
presentes na camada de precipitado sobre as amostras recobertas por nanotubos.
É possível observar na figura 42, o espectro de EDS do Ti grau 2 com camada de
nanotubos, anodizado a 20 V/1h, após imersão em sangue artificial por 15 dias a 37 ºC.
Constatou-se a presença dos elementos Ca, P, Cl e Na no precipitado sobre a estruturas
auto-organizadas de nanotubos de TiO2. Estes elementos são advindos da solução de
sangue artificial.
100
(a)
Fig. 42 – Espectro de EDS (a) da amostra de Ti grau 2 recoberta por camada auto-
organizada de nanotubos obtida em anodização a 20 V/1h, após imersão de 15 dias em
sangue artificial a 37 ºC; (b) a letra A, identifica a região de precipitado, onde foi feita a
análise de elementos, na superfície Ti grau 2 com nanotubos.
Já na figura 43, onde é apresentado o espectro EDS para a liga Ti6Al4V
recoberta com camada de nanotubos obtidos a 20 V/1h após imersão em sangue
artificial por 60 dias, a 37 ºC, detectou-se igualmente a presença dos elementos Ca, P,
Cl e Na, no precipitado sobre a estrutura auto-organizada de nanotubos de TiO2.
b)
101
(a)
Fig. 43 – Espectro de EDS (a) da amostra de Ti6Al4V recoberta por camadas auto-
organizada de nanotubos obtida em anodização a 20 V/1h, após imersão de 60 dias em
sangue artificial a 37 ºC; (b) a letra A identifica a região de precipitado, onde foi feita a
análise de elementos, na superfície da liga Ti6Al4V com nanotubos.
7.3.2 – Identificação da composição química da superfície dos óxidos
anódicos nanotubulares – XPS (Espectroscopia de Fotoelétrons Excitados por
raios-X)
Por meio do uso da técnica de espectroscopia de fotoelétrons excitados por raios
– X (XPS) pode-se determinar a natureza das ligações químicas dos átomos situados nas
primeiras vinte camadas atômicas da superfície (~15 Å). O conceito básico do XPS está
no efeito fotoelétrico: fótons com energia suficiente são absorvidos e ionizam os átomos
b)
102
da superfície do material, ejetando elétrons tanto das camadas mais internas (ligações
fortes) quanto das camadas de valência (ligações fracas). Um detector mede a energia
cinética K dos fotoelétrons que chegam até ele e, a partir dela, a energia de ligação EB
do átomo, pela relação:
K= hv - ϕ - EB [7]
onde hv = energia do fóton; ϕ = função trabalho. A rigor, a função trabalho possui duas
componentes uma referente ao espectrômetro e outra à amostra, esta última sendo a
energia necessária para o elétron superar os campos atrativos dos átomos na superfície e
as perdas de energia cinética por colisões. Uma vez que as energias de ligação dos
elétrons das camadas internas são sensíveis ao estado químico do átomo, EB apresenta
valores específicos para cada ligação química (Nascente, 1998). A identificação dos
elementos presentes na superfície é feita diretamente pela determinação das energias de
ligação dos picos fotoelétricos. A intensidade dos picos fornece informação quantitativa
sobre a composição da superfície, enquanto que a posição exata de cada pico indica o
estado químico do átomo emissor. São estes dois motivos que lhe conferiram a
designação ESCA (electron spectroscopy for chemical analysis) (Marino, 2001).
Uma vez escolhidas as condições ótimas para o diâmetro dos nanotubos,
amostras de Ti grau 2 e de Ti6Al4V, com óxidos nanotubulares obtidos em anodização
potenciostática a 20 V por 1h, foram submetidas à análise XPS para se identificar a
composição do filme de óxido presente. As figuras 44 e 45 apresentam os espectros de
XPS relativos aos fotoelétrons oriundos das camadas Ti 2p e O 1s do Ti6Al4V e do Ti
grau 2 com camada de nanotubos obtida a 20 V por 1h. O espectro do dubleto Ti2p (Ti
2p1/2 e Ti 2p3/2) é determinado pelo pico em ~ 460 eV (Ti 2p3/2) que caracteriza o Ti4+
que corresponde essencialmente às energias na faixa das ligações Ti-O em TiO2, da
camada de óxidos anódicos (Marino, 2004). No espectro de O1s (figura 45), observa-se
o singleto referente à ligação TiO2 em ~ 532 eV (Souza, 2010).
103
Fig. 44 – Espectro de XPS de Ti 2p obtido para filmes de óxido nanotubular obtidos via
potenciostática a 20 V por 1h, na superfície dos biomateriais.
Fig. 45 – Espectro de XPS de O 1s obtido para filmes de óxido nanotubular obtidos via
potenciostática a 20 V por 1h, na superfície dos biomateriais.
Considerando-se estes resultados, determinou-se que o óxido nanotubular
presente sobre as amostras de Ti grau 2 e Ti6Al4V trata-se da forma mais estável, o
dióxido de titânio TiO2.
104
7.4 – Avaliação da resposta bioativa da liga ortopédica Ti6Al4V recoberta
com óxido de titânio nanotubular
Observando-se os resultados de estabilidade termodinâmica após dissolução em
solução de sangue artificial a 37 °C, por diferentes períodos de tempo, foi possível concluir
que as camadas de nanotubos na superfície dos materiais em estudo apresentaram
selamento/precipitação de íons Ca e P adsorvidos em sua superfície. A liga Ti6Al4V com
óxido nanotubular obtido a 20 V, no entanto, apresentou selamento mais tardio que as
amostras de Ti grau 2 recobertas com óxido nanotubular obtidos a 15 V e 20 V por 1h.
Desta forma, os óxidos nanotubulares permaneceram mais intactos na liga ortopédica.
Assim, a análise da resposta bioativa foi realizada na superfície da liga ortopédica,
comparando-se os sistemas das amostras com a superfície recoberta por nanotubos obtidos a
15 V e 20 V, com selamento de poros após imersão de 30 dias em sangue artificial a 37°C, e
sistemas com nanotubos obtidos nas mesmas condições, que não foram imersos em sangue
artificial, ou seja, sem o selamento de poros.
Para a análise da bioatividade superficial do Ti6Al4V/óxido nanotubular foi
utilizada a solução SBF (simulated body fluid) conforme descrita na seção 6.1.3. Segundo
diversos autores, a solução de SBF permite correlacionar qualitativamente a possível
osseointegração de implantes, pois o grau de formação de HAP no SBF indicará o grau
de formação óssea in vivo. Dessa forma, a velocidade que se obtém formação de HAP
em um determinado biomaterial poderá ser similar no SBF e no local de implante ósseo.
Pode-se considerar que o osso humano é formado da interação do mineral hidroxiapatita
e fibras de colágeno, de tal forma que a nucleação de hidroxiapatita na superfície da liga
ortopédica Ti6Al4V nanomodificada seria uma indicação positiva da capacidade
osseointegrativa da superfície. Na introdução do texto da norma ISO 23317:2012 é
citado que os biomateriais implantáveis apresentam interação óssea através de camada
de hidroxiapatita e que a camada de hidroxiapatita pode ser reproduzida nas superfícies
dos materiais implantáveis por meio do uso de uma solução desproteinada e acelular
que simula fluidos corpóreos com concentração iônica próxima, quase idêntica, a do
plasma sanguíneo humano e que o composto que se forma é muito similar à parte
mineral do osso, na sua composição e estrutura. Ainda, a melhoria da bioatividade da
superfície de um material que se pretende implantar, pode ser avaliada pelo tempo
necessário para a formação da HAP, quanto menor o tempo de formação da HAP
melhor a resposta de bioatividade do material avaliado. Este método e condições foram
utilizadas por terem seus parâmetros já otimizados em sistema in vitro por Gugelmin (2009)
105
neste grupo de pesquisa, além de ser padronizado pela ISO 23317:2012. Para Gugelmin
(2009), em apenas 10 dias de imersão houve crescimento de glóbulos de hidroxiapatita na
superfície dos biomateriais a base de titânio, tratados anodicamente, via potenciodinâmica,
demonstrando uma resposta positiva à bioatividade com a presença de íons de cálcio e
fósforo na proporção de 1,67, que é a razão molar ideal para um osso cortical normal.
Assim, estabeleceu-se a análise das superfícies após imersão em SBF por 15 dias para a liga
ortopédica com o selamento de poros e para amostras da liga ortopédica com filme de óxido
nanotubular sem o selamento de poros.
As etapas de formação de HAP na superfície de implantes de titânio imersos em
SBF podem ser representadas segundo Liu e pesquisadores (2004), pela figura 46.
Fig. 46 – Desenho esquemático das etapas da formação de hidroxiapatita, por meio das
modificações na superfície de implantes de titânio imersos em fluido corpóreo (SBF)
(Liu, et al., 2004).
A figura 46 ilustra as modificações na superfície do titânio quando submetido ao
tratamento alcalino (NaOH) e consequente formação da camada de titanato de sódio,
com carga iônica negativa e, após imersão em SBF ocorre a formação de titanato com
grupo hidroxila, decorrente da atração eletrostática entre o grupo funcional –OH e os
íons do fluido de SBF. O Ti-OH formado na superfície do titanato de sódio após
imersão em SBF são negativamente carregados e então se combinam com íons de carga
positiva como Ca2+
formando o titanato de cálcio. O acúmulo destes íons de cálcio
106
carregados positivamente permite a combinação com os íons fosfato carregados
negativamente, formando o fosfato de cálcio que se transforma espontaneamente em
hidroxiapatita por se tratar da fase estável em meio fisiológico (Liu et al., 2004).
Obedecendo ao que determina a norma para o teste in vitro utilizado, foram
realizadas análises de MEV para se detectar a presença de glóbulos de hidroxiapatita e EDS,
para a caracterização dos elementos presentes na superfície analisada.
Observando-se as imagens e o espectro da caracterização dos elementos presentes
(EDS) da figura 47 (a) e (b) pode-se verificar a ausência dos glóbulos de hidroxiapatita
sobre a superfície de óxido nanotubular obtido a 15 V e 20 V, que apresentavam selamento
de poros e precipitação de íons Ca e P adsorvidos em sua superfície, no período curto de 15
dias de imersão em SBF. Possivelmente seja necessário um tempo maior de imersão em
solução corpórea de SBF para nucleação de HAP. As imagens das superfícies mostram que
as camadas de óxido nanotubulares presentes cresceram obedecendo aos sulcos da lixa.
a)
b)
Fig. 47 - Micrografias de MEV após 15 dias de imersão em SBF: Ti6Al4V (a)
superfície com nanotubos obtidos a 15 V (b) com nanotubos obtidos a 20 V, ambos com
selamento de poros e precipitação de íons Ca e P após imersão em sangue artificial a
37°C por 30 dias.
107
Já, as amostras de Ti6Al4V com camada de nanotubos obtidos a 15 V e 20 V
livres de íons adsorvidos Ca e P (sem selamento de poros), imersas em SBF por 15 dias,
apresentaram as fotomicrografias e os espectros da caracterização de elementos
superficiais da figura 48 (a) e (b).
a)
b)
Fig. 48 - Micrografias de MEV após 15 dias de imersão em SBF: Ti6Al4V (a)
superfície com nanotubos obtidos a 15 V (b) com nanotubos obtidos a 20 V, ambos
livres de íons Ca e P adsorvidos em sua superfície.
Observando-se as imagens da figura 48 (a) e (b) das amostras da liga ortopédica
recoberta com nanotubos em sua superfície, pôde-se confirmar a presença de uma
camada globular de HAP obtida após 15 dias de imersão em SBF (simulated body fluid)
a 36,5°C, pH 7,4. Esta imagem corrobora ao que foi observado por Tsuchyia e
pesquisadores em 2006, o que definiram como “coalescência de moléculas de
hidroxiapatita...”. Por meio da caracterização superficial por EDS (espectrofotometria
108
de energia dispersiva) foi possível estimar o percentual atômico dos elementos presentes
na superfície da amostra, onde estes valores estão descritos na tabela 3.
De uma forma geral, a ativação de superfícies com íons Ca e P podem acelerar a
nucleação e crescimento de HAP (hidroxiapatita) (Pisarek M., 2012), no entanto, neste
estudo foi observado que a maorfologia do óxido nanotubular de TiO2 é determinante
para a resposta bioativa num processo de osseointegração.
Tabela 3 – Porcentagem atômica dos elementos presentes na camada de HAP
(hidroxiapatita) obtida sobre o óxido nanotubular crescido a 15 V e 20 V por 1h em
TI6Al4V.
% Atômica Ca P Razão Ca/P
Ti6Al4V 15 V/1h
óxido nanotubular
23,6 13,8 1,71
Ti6Al4V 20 V/1h
óxido nanotubular
24,3 14,1 1,72
Observando-se os valores da razão Ca/P da tabela 3, foi possível verificar que os
valores obtidos nesta pesquisa encontram-se muito próximos do valor referência ~1,67
(Xie J., et al., 2008), o que sugere a presença da molécula de HAP na superfície
analisada.
Ainda, a imersão das amostras em sangue artificial resultou no
selamento/precipitação parcial dos nanotubos obtidos a 15 V/1h enquanto que os
nanotubos obtidos a 20 V/1h não apresentaram precipitação de íons Ca e P. Este dado
pode indicar que uma resposta mais efetiva de nucleação e crescimento de HAP em
superfícies de óxido nanotubular obtido a 20 V por 1h sobre a liga ortopédica Ti6Al4V
possa ocorrer também in vivo, em 15 dias de implantação. A mesma resposta não seria
esperada para a camada de óxido nanotubular obtida a 15 V/1h sobre a liga ortopédica,
pois em 15 dias de imersão em sangue artificial a 37 °C ocorreu o selamento de poros
com adsorção de íons Ca e P, numa razão molar de 0,68, indicando a presença de outras
moléculas de apatita.
O estudo da bioatividade in vitro apresentou, no decorrer dos 15 dias de
experimento, a alteração da coloração da solução de SBF. A solução de simulação dos
fluidos corpóreos (SBF) é transparente (fig. 49 (a)), no entanto, após o início dos
experimentos a 37°C, a solução tornou-se esverdeada (fig. 49 (b)). Esta coloração
esverdeada pode ser decorrente da presença de moléculas de fluorapatita (Ca5(PO4)3F),
109
já que a obtenção dos óxidos de titânio na forma nanotubular foi feita em meio contendo
íons flúor (seção 7.1).
a) b)
Fig. 49 – Aspecto da solução de SBF após 1 dia de imersão de Ti6Al4V com óxido
nanotubular na superfície, obtido em eletrólito contendo íons fluoreto (F-).
A identificação da presença dos íons fluoreto foi possível por meio da análise
qualitativa utilizando-se o reagente CaCl2 (cloreto de cálcio) num procedimento típico
para testes qualitativos (Vogel A., 1981).
Preparou-se uma solução de 0,1 mol.L-1
de CaCl2 e adicionou-se em torno de 2
mL desta solução ao tubo de Falcon contendo aproximadamente 15 mL de solução
esverdeada de SBF. Instantaneamente a solução base tornou-se esbranquiçada como
mostrado na figura 50 indicando assim, a possível presença da molécula de CaF2 em
forma de precipitado, segundo a reação [8]:
2(Ca5(PO4)3F) + CaCl2 2(Ca5(PO4)3Cl) + CaF2 [8]
110
Fig. 50 – Aspecto da solução de SBF após adição de CaCl2.
Desta forma, supõe-se que há a presença de fluorapatita em solução em testes de
bioatividade in vitro, quando há a presença de nanotubos de dióxido de titânio obtidos
eletroquimicamente em meios contendo íons fluoreto.
Cabe ressaltar que a presença da fluorapatita em solução não interferiu nos testes
de bioatividade superficial.
CAPÍTULO VIII
CONCLUSÕES
Vários tratamentos superficiais têm sido desenvolvidos para melhorar a resposta
biaotiva das superfícies em implantes ortopédicos. Nesta pesquisa foram desenvolvidos
estudos com películas de óxidos anódicos de titânio auto-organizados sobre Ti e
Ti6Al4V. Desta forma, foi possível obter nanotubos, via potenciostática, sobre o Ti grau
2 e a liga Ti6Al4V com características dimensionais desejáveis para aplicação
biomédica, entre 80 nm e 100 nm. Os limites ótimos de potencial foram 15 V e 20 V e
tempo de anodização de 1 hora. Os filmes de óxido de titânio do tipo nanotubular
mostraram-se mais estáveis termodinamicamente, com potenciais mais nobres que os
filmes de óxido compacto e menos susceptíveis à dissolução/corrosão para ambos os
biomateriais. Após 15 dias de imersão em sangue artificial, estas películas superficiais
apresentaram o fenômeno de selamento de poros com precipitação de íons Ca e P, com
exceção da liga ortopédica Ti6Al4V com nanotubos obtidos em 20 V / 1h. A
bioatividade das superfícies de Ti6Al4V com nanotubos selados por íons Ca e P
mostrou resposta negativa quanto à bioatividade, enquanto àquelas sem selamento de
poros mostraram resposta positiva, com o aparecimento de glóbulos de HAP após 15
dias de imersão em SBF. As características morfológicas e de composição química dos
óxidos nanotubulares são fatores determinantes na resposta bioativa de um implante
ortopédico como a liga Ti6Al4V, portanto nanotubos de TiO2 em implantes podem
melhorar a osseointegração e resistência à corrosão em meio de fluidos corpóreos.
111
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APÊNDICE
Tabela 1 – Potenciais finais de circuito aberto das amostras em estabilidade
termodinãmica.
ECA final Nanotubos Óxido compacto Nanotubos Óxido compacto
15 V 15 V 20 V 20 V
Ti grau 2 Ti6Al4V Ti grau 2 Ti6Al4V Ti grau 2 Ti6Al4V Ti grau 2 Ti6Al4V
E (mV) 94,05 61,18 14,1 -70 97 112 16,5 1,5
Tabela 2 - Potencial estacionário obtido após processo de dissolução espontânea
do óxido de TiO2 sobre o Ti grau 2 e a liga Ti6Al4V.
Potencial Estacionário (mV)
Dissolução espontânea em sangue artificial
15 dias 30 dias 60 dias
Nanotubos Óxido
compacto
Nanotubos Óxido
compacto
Nanotubos Óxido
compacto
Ti -2 15 V - 161 - 129 - 158 - 131 - 136 - 166
Ti -2 20 V - 142 - 128 - 132 - 140 - 128 - 157
Liga 15 V - 151 - 138 - 124 - 179 - 110 - 183
Liga 20 V - 183 - 70 - 135 - 129 - 126 - 154
