REDEMAT
REDE TEMÁTICA EM ENGENHARIA DE M ATERIAIS

UFOP ­ CETEC ­ UEMG
UFOP - CETEC - UEMG

Dissertação de Mestrado

Propriedades de biocerâmicas porosas de fosfato de
cálcio obtidas com matérias-primas de origem
orgânica e sintética

Autor: Gerson José de Oliveira Vaz
Orientador: Prof. Dr. Antonio Valadão Cardoso
Co-orientador: Prof. Dr. Sidney Nicodemos da Silva

Novembro de 2007

REDEMAT
REDE TEMÁTICA EM ENGENHARIA DE M ATERIAIS

UFOP ­ CETEC ­ UEMG
UFOP - CETEC - UEMG

Gerson José de Oliveira Vaz

"Propriedades de biocerâmicas porosas de fosfato
de cálcio obtidas com matérias-primas de origem
orgânica e sintética"

Dissertação do Programa de Pós-Graduação em
Engenharia de Materiais da REDEMAT.

Área de concentração: Processo de Fabricação.
Orientador: Prof. Dr. Antonio Valadão Cardoso
Co-orientador: Prof. Dr. Sidney Nicodemos da Silva

Belo Horizonte, 14 de novembro de 2007

V393p

Vaz, Gerson José de Oliveira.
Propriedades de biocerâmicas porosas de fosfato de cálcio obtidas com
matérias-primas de origem orgânica e sintética [manuscrito] / Gerson José
de Oliveira Vaz. ­ 2007.
xiii, 92 f. : il. color., graf., tabs.
Orientador: Prof. Dr. Antonio Valadão Cardoso.
Co-orientador: Prof. Dr. Sidney Nicodemos da Silva.
Dissertação (Mestrado) - Universidade Federal de Ouro Preto. Rede
Temática em Engenharia de Materiais.
Área de concentração: Processo de fabricação.
1. Fosfato de cálcio - Teses. 2. Hidroxiapatita - Teses. 3. Porosidade Teses. I. Universidade Federal de Ouro Preto. II. Título.
CDU: 661.632

Catalogação: [email protected]

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UFOP- CETEC. AEMG
Pós-Graduação em Engeúaria de Materiais

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/ Universidade
REDEMAT

O sucesso não está no futuro ou passado,
mas a cada atitude positiva tomada!
ii

AGRADECIMENTOS

Agradeço a todos aqueles que de alguma forma contribuíram para a realização deste
trabalho e em particular:
·

aos meus queridos pais, Wilma e Diamantino, e à Tania Regina, pelo afeto, apoio e
motivação,

·

ao meu prezado orientador, Dr. Antônio Valadão Cardoso, que me incentivou nesse
aprendizado, ao amigo co-orientador Dr. Sidney Nicodemos da Silva, aos
professores do programa de engenharia de materiais - REDEMAT, e Ana Maria de
S. A. e Silva secretária do curso de pós graduação da REDEMAT - UFOP.

·

ao amigo cientista Dr. Creig Shevlin, pelas vibrantes discussões científicas e aos
amigos pesquisadores Antônio C. V. Alves, Antônio Mendes, José Miguel Delgado
Q. e Vitor J. P. Gouveia, pelas sugestões e colaborações científicas.

·

aos amigos funcionários e bolsistas dos laboratórios do CETEC, pela ótima
convivência.

·

à Fundação Centro de Tecnologia de Minas Gerais (CETEC) e à Universidade
Federal de Ouro Preto (UFOP), onde foram realizadas atividades laboratoriais e de
ensino, à FUNED pelos testes de citotoxidade e à INSIDE Matérias Avançados
Ltda., que cedeu os pós de hidroxiapatita sintética.

·

à CAPES e FAPEMIG pelo suporte financeiro.

·

à DEUS.

iii

Sumário
Lista de Figuras .................................................................................................................... III
Lista de Tabelas....................................................................................................................VI
Abreviaturas ....................................................................................................................... VII
Resumo .................................................................................................................................IX
Capítulo 1: Introdução ............................................................................................................ 1
Capítulo 2: Objetivos.............................................................................................................. 3
2.1 - Objetivo Geral. ........................................................................................................... 3
2.2 - Objetivos Específicos................................................................................................. 3
Capítulo 3: Revisão Bibliográfica .......................................................................................... 4
3.1 - Biomaterial ................................................................................................................. 4
3.2 - Implantes com biocerâmicas ...................................................................................... 7
3.3 - Bioceramicas da familia das apatitas (fosfatos de cálcio)......................................... 8
3.3.1 - Fases presentes em uma biocerâmicas de fosfato de cálcio ................................ 14
3.3.2 - Aplicação das biocerâmicas como revestimento de substratos metálicos........... 15
3.4 - Porosidade dos sólidos: ............................................................................................ 16
3.5 - Os ossos.................................................................................................................. 18
3.6 - Estudo dos enxertos ósseos, precursores dos implantes cerâmicos. ........................ 20
3.6.1 - Outros agentes promotores da mineralização óssea............................................ 21
3.6.3 - Fatores reguladores do tecido ósseo...................................................................... 23
3.7 - Andaime ou Scaffold ­ Matriz extracelular temporária para o crescimento ósseo.. 23
3.7.2 - Interface entre os scaffolds cerâmicos e as células. ............................................ 24
3.7.3 - Recuperação do tecido ósseo. ............................................................................. 25
3.7.4 - Breve revisão dos materiais empregados na obtenção de cerâmicas porosas de
fosfatos de cácio neste trabalho. ..................................................................................... 28
3.7.5 ­ Citotoxidade - Testes de Difusão em Ágar (ASTM-F895) ................................ 29
Capítulo 4: Materiais e Métodos .......................................................................................... 30
4.1 - Seleção e preparação das matérias-primas empregadas na elaboração das cerâmicas
porosas.............................................................................................................................. 31
4.2.1 ­ Tratamento témico do osso bovino para obtenção de fosfatos de cálcio............ 32
4.2 ­Produção de pastilhas. .............................................................................................. 32
4.3 - Sinterização .............................................................................................................. 34
4.4 - Porosimetria por Intrusão de Mercúrio (PIM) ......................................................... 34
4.4.1 - Medida do ângulo de contato (AC) ..................................................................... 35
4.5 - Microscopia:............................................................................................................. 37
4.6 - Difração de Raios X ............................................................................................... 37
4.6.1 - Método Rietveld (MR) .......................................................................................... 38
Capítulo 5: Resultados e Discussão...................................................................................... 42
5.1 - Produção dos pós com hidroxiapatita....................................................................... 42
5.2 - Características das amostras cerâmicas sinterizadas................................................ 45
5.3 - Teste de citotoxidade in vitro, estudo preliminar.................................................... 49
5.4 - Micrografias da pastilha P11.................................................................................... 51
5.5 - Medidas do ângulo de contato (AC) por fotometria e AutoCad® para uso na
determinação do tamanho do poro pelo ensaio de Porosimetria de Intrusão de Mercúrio
(PIM). ............................................................................................................................... 52
I

5.5.1 - Medida do Ângulo de Contato (AC) por analise de imagem fotográfica. ......... 52
5.6 - Porosimetria por Intrusão de Mercúrio .................................................................... 55
5.6.1 ­ Porosidade da materia prima. Medidas da distribuição de porosidade de ossos da
parte cortical da tíbia de bovinos, por meio da porosimetria de intrusão de mercúrio... 55
5.6.1 - Porosimetria por PIM: Influência dos aditivos na porosidade. ........................... 59
5.7 - Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV).......................................................... 63
5.8 - Fluorescência de Raios-X _ Analise semi-quantitativa ........................................... 66
5.9 - Difratograma de Raios - X ....................................................................................... 68
Capítulo 6: Conclusões......................................................................................................... 72
Trabalhos Futuros:............................................................................................................ 74
Anexos .................................................................................................................................. 84
Anexo I - Diagramas de fase para o sistema binário CaO-P2O5 e sistemas com introdução
de álcalis. .............................................................................................................................. 85
Anexo II - Fabricação de cadinhos de alumina pelo processo de colagem. ......................... 92

II

Lista de Figuras

FIGURA 3. 1- APLICAÇÕES DAS HIDROXIAPATITAS, ADAPTADO (HENCH E WILSON, 1993) E
(HUMAN BODY, 2007) .......................................................................................................................... 6
FIGURA 3. 2- ESTRUTURA DA HIDROXIAPATITA, O ÍON OH (VERMELHO), EM UM DADO
PLANO, ESTÁ NORMALMENTE CENTRADO E EQUIDISTANTE DO TRIÂNGULO DE CÁLCIO
(AZUL) MAIS PRÓXIMO, ADAPTADO. (SATO, KOGURE ET AL., 2002)E(ANDRADE, BORGES
ET AL., 2001).......................................................................................................................................... 11
FIGURA 3. 3 - O EFEITO DE DIFERENTES ÍONS NA FORMA DO CRISTAL DE HIDROXIAPATITA
(PUTLYAEV E SAFRONOVA, 2006). ................................................................................................. 12
FIGURA 3. 4- DIAGRAMA DE EQUILÍBRIO DE FASE, SOB PRESSÃO PARCIAL DE ÁGUA DE 500
TORR (66 KPA) GROOT, 1990 IN (HENCH, 1991). OBS. (HA = HIDROXIAPATITA, C = CAO E P
= P2O5). ................................................................................................................................................... 13
FIGURA 3. 5 - DIAGRAMA DE FASE CAO-P2O5 . EM DESTAQUE O QUADRO MOSTRA A LINHA
LIQUIDUS DE 3CAO.P2O5 (EISENHUTTEBLEUTE, 1981). ............................................................ 13
FIGURA 3. 6 - SEÇÃO DE UM OSTEON MOSTRANDO A VASCULARIZAÇÃO PELA POROSIDADE
ÓSSEA (COWIN, STEPHEN C., 1999)................................................................................................. 17
FIGURA 3. 7 - MINERALIZAÇÃO DO COLÁGENO, ADAPTADO. (BOSKEY E PASCHALIS, 2000).. 17
FIGURA 3. 8 - ESQUEMA TRIDIMENSIONAL MOSTRANDO O ASPECTO EM CORTE
LONGITUDINAL E TRANSVERSAL DA DIÁFISE DE UM OSSO LONGO ADULTO. ESTE
ESQUEMA MOSTRA AS RELAÇÕES ENTRE OS VASOS SANGÜÍNEOS DO PERIÓSTEO, OS
CANAIS DE VOLKMANN, OS SISTEMAS HAVERSIANOS E A CAVIDADE DA MEDULA
ÓSSEA (HAM, 1965), ADAPTADO. .................................................................................................... 19
FIGURA 3. 9 - ESQUEMA COM AS FASES DE EVOLUÇÃO DE UM ENXERTO NA FORMA DE UM
BLOCO DE CÓRTEX CORTADO, LIVRE DE SEU SUPRIMENTO SANGÜÍNEO E COLOCADO
NOVAMENTE NO PONTO LESADO (HAM, 1977), ADAPTADO. .................................................. 20
FIGURA 3. 10 - (A) IMAGEM EM 3-D POR TOMOGRAFIA MICRO-COMPUTORIZADA (MCT) DE
UM SCAFFOLD DE HAP POROSO FABRICADO POR SLIP-CASTING (SC), (B) MICROGRAFIA
POR MEV DEMONSTRANDO UMA INTERCONETIVIDADE ALEATÓRIA DOS POROS EM UM
SCAFFOLD DE HAP, (C) IMAGEM DE UM SCAFFOLD DE PDLLA FABRICADO USANDO O
PROCESSO DE SC COM CO2 E (D) DE UM SCAFFOLD DE PDLLA (M.M.C.G. SILVA, L.A.
CYSTER ET AL., 2006).......................................................................................................................... 24
FIGURA 3. 11 - A ARQUITETURA DO SCAFFOLD AFETA A LIGAÇÃO E O ESPALHAMENTO
CELULARES (STEVENS E GEORGE, 2005)...................................................................................... 25
FIGURA 3. 12 - ESQUEMA ILUSTRA UM ESPAÇO PROTEGIDO PARA GARANTIR A
REGENERAÇÃO DO TECIDO ÓSSEO (RALPH E. HOLMES, LEMPERLE ET AL., 2001)............ 26
FIGURA 3. 13 - A SEQÜÊNCIA DE IMAGENS REPRESENTA OS PASSOS DE PROCESSAMENTO
REQUERIDOS PARA OTIMIZAR O SCAFFOLD DE HIDROXIAPATITA (HAP) QUE FOI
AJUSTADO NA PARTE DANIFICADA DA MANDÍBULA DO PACIENTE: A IMAGEM OBTIDA
DA MANDÍBULA DANIFICADA POR TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA (ESQUERDA)
POSSIBILITA O PROJETO DA PARTE A SER RESTAURADA (CENTRO) E UMA ESTRUTURA
PERIÓDICA POROSA DE HAP É REPRODUZIDA (DIREITA) (LEWIS, SMAY ET AL., 2006). ... 27
FIGURA 3. 14 - SCAFFOLD 3D DO POLÍMERO PLG SEMEADO COM CÉLULAS CANCERÍGENAS
(ESQUERDA). CORTE TRANSVERSAL DO TUMOR CÉLULA ­ POLÍMERO CRESCIDO IN
VITRO (CENTRO) E IN VIVO (DIREITA). (*) INDICA FRAGMENTOS DO SCAFFOLD
POLIMÉRICO. (FISCHBACH, CHEN ET AL., 2007) .......................................................................... 28
FIGURA 4. 1 - MATRIZ PARA CONFECÇÃO DE PASTILHAS CERÂMICAS COM DIÂMETRO DE 25
MM. ........................................................................................................................................................ 33
FIGURA 4. 2 - FIGURA ÂNGULO DE CONTATO OBTIDO PELA FOTOGRAFIA DA GOTA SOBRE O
SUBSTRATO. À ESQUERDA, TEM-SE UMA GOTA DE ÁGUA SOBRE UMA PEÇA EM AÇO
INOX (PASSIVADO), ÂNGULO DE CONTATO IGUAL A 90º. À DIREITA, É MOSTRADO O

III

CÁLCULO GEOMÉTRICO DO ÂNGULO DE CONTATO FORMADO PELA DA TANGENTE DO
PONTO DA INTERFACE ENTRE A GOTA DE MERCÚRIO DEPOSITADA SOBRE O MESMO
SUBSTRATO DE AÇO RESULTANDO EM AC= 134º. ..................................................................... 36
FIGURA 4. 3 - PREPARAÇÃO DA AMOSTRAS PARA ANÁLISE NO MEV. PÓ DA AMOSTRA X EM
FITA (A) E PASTILHA DA AMOSTRA PX (B), TRATADAS COM VAPORIZAÇÃO DE
CARBONO. SUPORTE 1X1 ................................................................................................................. 40
FIGURA 5. 1 - OSSO BOVINO, CALCINADO À 750 ºC. ............................................................................ 42
FIGURA 5. 2 - VALORES DE PH DAS AMOSTRAS DOS PÓS DE OSSO BOVINO TRATADO A 750
ºC, DO PÓ COMERCIAL E DE UMA CERÂMICA PX EM MEIO AQUOSO OBTIDOS EM
FUNÇÃO DO TEMPO. TEMPERATURA DO ENSAIO: 37ºC ........................................................... 44
FIGURA 5. 3 - DRX DO PÓ DA AMOSTRA X2 CALCINADA À 750 ºC, 1H. A FICHA ICCD DE FASE
DE HIDROXIAPATITA #9-0432, (ICDD, 2000) APRESENTA CORRELAÇÃO AOS PICOS DA
AMOSTRA............................................................................................................................................. 46
FIGURA 5. 4 ­ PASTILHA COMPOSIÇÃO 8 (ESQUERDA) E 9 (DIREITA) PRENSADAS COM CARGA
DE 4 TONELADAS EM MATRIZ DE 25MM ( 80 MPA) E SINTERIZADA À 1350 ºC EM FORNO
ELÉTRICO AO AR................................................................................................................................ 47
FIGURA 5. 5 - AMOSTRAS NO FORMATO DE PASTILHAS, PRENSADAS COM 4 TONELADAS EM
MATRIZ DE 10 MM E SINTERIZADAS ATÉ 1350 OC POR 4H AO AR. NA LINHA SUPERIOR,
CERÂMICAS DO PÓ Y E NA LINHA INFERIOR, CERÂMICAS DE PÓ DE OSSO BOVINO
CALCINADO (PX-B). ........................................................................................................................... 48
FIGURA 5. 6 - (A) AMOSTRAS DO PÓ Y ESTERILIZADO EM AUTOCLAVE FORAM DEPOSITADAS
SOBRE A CULTURA DE CÉLULAS L929 E (B) RESPOSTA NEGATIVA DAS AMOSTRAS APÓS
24 HORAS SEM MANIFESTAÇÃO DO INDICADOR VERMELHO................................................ 49
FIGURA 5. 7 - (A) AMOSTRAS DO FX, P10-750, P11-A, P12-B E P11-B NÃO ESTERILIZADAS
FORAM DEPOSITADAS SOBRE A CULTURA DE CÉLULAS L929 E (B) MORTE DAS
CÉLULAS L929. .................................................................................................................................... 50
FIGURA 5. 8 - (A) AS AMOSTRAS FORAM FERVIDAS EM ÁGUA DEIONIZADA (B) RESPOSTA
POSITIVA DAS AMOSTRAS LOGO APÓS 24 HORAS COM MANIFESTAÇÃO DO INDICADOR
VERMELHO INDICANDO A MORTE DAS CÉLULAS L929........................................................... 51
FIGURA 5. 9 - MICROGRAFIA DE AMOSTRA P11 POR MICROSCOPIA ÓPTICA DE LUZ
TRANSMITIDA, 10X ONDE AS ÁREAS CLARAS SÃO POROS (B) MICROGRAFIA DA
AMOSTRA P11 POR ESTERIOSCOPIA: LUPA COM AUMENTO DE 10X ONDE A
FOTOGRAFIA MOSTRA O PORO E O BRILHO DA FASE VÍTREA. ............................................. 51
FIGURA 5. 10 - MEDIDA DO ÂNGULO DE CONTATO. TÉCNICA DE LEITURA DO AC COM USO
DO AJUSTE DE ELIPSE. MEDIDA POR MEIO DA OBTENÇÃO DA TANGENTE NO PONTO DE
INTERFACE GOTA/SUBSTRATO. GOTA DE HG / PASTILHA P11: AC=143º. APLICATIVO
AUTOCAD 6.0® ..................................................................................................................................... 53
FIGURA 5. 11 - A FIGURA MOSTRA A PONTA DO MICRÔMETRO USADO DURANTE A MEDIDA
DA ALTURA DA GOTA DE HG SOBRE A PASTILHA P11, UTILIZADO NO APARELHO DE
ANGULÔMETRO.................................................................................................................................. 53
FIGURA 5. 12 ­ POROSIDADE EM FUNÇÃO DE TEMPERATURA DE TRATAMENTO. AS
AMOSTRAS DA TÍBIA BOVINA FORAM TRATADAS TERMICAMENTE A 500 ºC, 750 ºC, 1050
º
C E 1350 ºC. ........................................................................................................................................... 56
FIGURA 5. 13 - FRAGMENTO DE OSSO BOVINO CORTICAL TRATADO TERMICAMENTE: (A) 120
ºC (B) 500 ºC (C) 750 ºC (D)1050 ºC (E) 1350 ºC. ................................................................................ 57
FIGURA 5. 14 ­ PIM: VOLUME CUMULATIVO EM FUNÇÃO DO DIÂMETRO DOS POROS ,
AMOSTRAS PROVENIENTES DO OSSO BOVINO TRATADO TERMICAMENTE A (A) 500 ºC,
(B) 750 ºC, (C) 1050 ºC E (D) 1350 ºC. ................................................................................................. 58
FIGURA 5. 15 ­ PIM, VOL. INCREMENTAL EM FUNÇÃO DO DIÂMETRO DOS POROS. OSSO
CALCINADO TRATADO TERMICAMENTE (A) 500 ºC (B) 750 ºC (C) 1050 ºC (D) 1350 ºC........ 59
FIGURA 5. 16 - POROSIMETRIA POR INTRUSÃO DE MERCÚRIO (PIM): VOLUME CUMULATIVO X
DIÂMETRO DO PORO DE DUAS CERÂMICAS COM FOSFATO DE CÁLCIO. A CERÂMICA
P11-500 (ACIMA) PODE SER CONSIDERADA UM SCAFFOLD. JÁ A CERÂMICA PX-500 SE
MOSTROU MUITO COMPACTA........................................................................................................ 61

IV

FIGURA 5. 17 ­ PIM, A CURVA TRACEJADA CORRESPONDE À AMOSTRA P11-500, E A CURVA
CONTÍNUA COM 100 % DE PÓ CALCINADO DE ORIGEM BOBINA PX-500. O GRANDE
VOLUME DE POROS NA FAIXA ACIMA DOS 100 µM ATENDE EM PRINCÍPIO, AS
EXPECTATIVAS DE APLICAÇÃO DESSA CERÂMICA, POIS O TAMANHO DAS CÉLULAS É
ATÉ 10 VEZES MENOR. A CURVA DA AMOSTRA PX-500 APRESENTA UMA REGIÃO DE
POROSIDADE INTERGRANULAR FAIXA DE 1 µM. ...................................................................... 62
FIGURA 5. 18 - MEV (A) PÓ DE OSSO CALCINADO X, MACERADO, 40X. (B) PÓ DE OSSO
CALCINADO X, MACERADO, 1000X (C) PASTILHA P11, 100X (D) PASTILHA DE P11, 1000X.
................................................................................................................................................................ 63
FIGURA 5. 19 - OS GRÁFICOS ACIMA APRESENTAM OS ELEMENTOS QUÍMICOS
IDENTIFICADOS PELO EDS, (A) AMOSTRA X PURA E EM (B) PASTILHA P11. ...................... 64
FIGURA 5. 20 - GRÁFICO DA RELAÇÃO CA/P OBTIDA EDXA DO PÓ DA AMOSTRA X (A) E DA
PASTILHA P11 (B)................................................................................................................................ 65
FIGURA 5. 21 - FLUORESCÊNCIA ­ TRECHO ONDE ESTÃO IDENTIFICADOS OS PICOS DE P E CA
NA AMOSTRA X (A) E NA PASTILHA P11 (B) ................................................................................ 67
FIGURA 5. 22 - RELAÇÃO CA/P OBTIDO POR FLUORESCÊNCIA DE RAIOS X DA AMOSTRA X (A)
E DE PÓ DE OSSO CALCINADO E DA PASTILHA P11 (B)........................................................... 67
FIGURA 5. 23 - DRX DO PÓ DA AMOSTRA X (A) E DA PASTILHA P11 (B) SINTERIZADA À 1350 ºC,
4H. AS FASES SÃO IDENTIFICADAS NA AMOSTRA PELOS SÍMBOLOS INDICADOS NA
LEGENDA E CORRESPONDEM AS FICHAS DE IDENTIFICAÇÃO DE FASE #9-0432, #09-0169,
#37-1497,# 11-0236 (ICDD, 2000)........................................................................................................ 69
FIGURA 5. 24 - DRX DO PÓ MATÉRIA PRIMA Y (A) E DA PASTILHA P13 (B) SINTERIZADA À
1350ºC, 4H. AS FASES SÃO IDENTIFICADAS NA AMOSTRA PELOS ÍCONES INDICADOS NA
LEGENDA E CORRESPONDEM AS FICHAS DE IDENTIFICAÇÃO DE FASE #9-0432, #09-0169,
#37-1497,# 11-0236 (ICDD, 2000)......................................................................................................... 70
FIGURA 5. 25 ­ O GRÁFICO APRESENTA OS DIFRATOGRAMAS SOBREPOSTOS DOS PÓS DA
AMOSTRA X E DE Y. MÉTODO DE RIETVELD COM AUXÍLIO DO PROGRAMA FULLPROFSUITE (FULLPROF, 2007). O TEMPO DE ENSAIO FEITO PELO DRX FOI DE
APROXIMADAMENTE 16 HORAS, COM PASSO DE 0,02 A CADA 15 SEGUNDOS, PARA 2
ENTRE 4º A 80 º. ................................................................................................................................... 71

V

Lista de Tabelas
TABELA III. 1 ­ DEFINIÇÕES DE BIOMATERIAL ..................................................................................... 4
TABELA III. 2 ­ CLASSE DE MATERIAIS PARA USO NO CORPO .......................................................... 5
TABELA III. 3 - CLASSIFICAÇÃO DA INTER-RELAÇÕES TECIDO COM OS MATERIAIS QUANTO
AO TIPO DE RESPOSTA NO MEIO FISIOLÓGICO (HENCH L.L., 1971; HENCH, 1986). .............. 7
TABELA III. 4 - FOSFATOS DE CÁLCIO EM SISTEMAS BIOLÓGICOS, ADAPTADO. (LEGEROS,
1991) ....................................................................................................................................................... 10
TABELA III. 5 ­PROPRIEDADES MECÂNICAS DOS FOSFATOS (O'BRIEN, 1996; PARK E
BRONZINO, 2002) ................................................................................................................................ 15
TABELA III. 6 - CLASSIFICAÇÃO DAS DIMENSÕES DO PORO............................................................ 16
TABELA III. 7 - ANISOTROPIA DO OSSO NAS REGIÕES DA DIÁFISE E METÁFISE DA PARTE
CORTICAL DE UM OSSO LONGO (FUNG, 1993). ........................................................................... 22
TABELA IV. 1 ­ MATÉRIAS PRIMAS ......................................................................................................... 31
TABELA IV. 2- COMPOSIÇÃO DAS MISTURAS PARA FABRICAÇÃO DAS PASTILHAS. ................ 33
TABELA IV. 3 PARÂMETROS UTILIZADOS NOS ENSAIOS DE POROSIMETRIA ............................. 35
TABELA IV. 4 - PARÂMETROS DE MICROSCOPIA................................................................................. 37
TABELA IV. 5 ­ AMOSTRAS UTILIZADAS PARA O ENSAIO DE DRX ................................................ 38
TABELA IV. 6 ­ PARÂMETROS DO ENSAIO DE FLUORESCÊNCIA DE RAIOS ­X ........................... 39
TABELA V. 1­ LEGENDA DOS PÓS E PASTILHAS PARA TESTES DE PH........................................... 43
TABELA V. 2 - VALORES DE PH DO PÓ EM MEIO AQUOSO (N=5) ..................................................... 44
TABELA V. 3 ­ PASTILHAS PRODUZIDAS POR SINTERIZAÇÃO ATÉ 1350 º ºC, 4 HORAS.............. 46
TABELA V. 4 - LEGENDA DOS SÍMBOLOS USADOS EQUAÇÕES 5.3, 5.4 E 5.5 E OS VALORES
RELACIONADOS PARA O CÁLCULO DO AC DA PASTILHA P11 ............................................... 54
TABELA V. 5 ­ ÂNGULO DE CONTATO (AC) DAS AMOSTRAS DE FRAGMENTO DE OSSO
TRATADO TERMICAMENTE PARA APLICAÇÃO NO ENSAIO DE POROSIMETRIA DE
MERCÚRIO. .......................................................................................................................................... 54
TABELA V. 6 - RESUMO DOS DADOS DE PIM COMPARANDO 2 AMOSTRAS CERÂMICAS.......... 60
TABELA V. 7 - RESUMO DE EDXA DAS AMOSTRAS DE PÓ PCO E PASTILHA P11......................... 64

VI

Abreviaturas

ACP

Fosfato de cálcio amorfo

ASTM

American Society for Testing and Materials

ANSI:

American National Standards Institute

BCP

Fosfato de cálcio bifásico (HA + -TCP)

DRX

Difração de raio-X

ECM

Matriz Extra Celular

FA

Fluorapatita

EDXA

Analise por energia dispersiva de raios-X

FDA:

Food and Drug Administration

FTIR

Espectroscopia de infravermelho por transformada de Fourier

IL

Índice de lise

IR

Índice de resposta

IZ

Índice de zona

HAp:

Essa abreviação para a palavra hidroxiapatita, vem da abreviação
utilizada no conceito de hidroxiapatita na forma de pó usada na
tecnologia de spray térmico. Nesse trabalho essa abreviação possui
atribuição genérica, referindo apenas à composição da hidroxiapatita.

ISO:

International Standardization for Organization

L-929:

Células de camundongos para uso em teste de citotoxidade

MEV

Microscopia eletrônica de varredura

pH

Potencial de hidrogênio

PLC

Porosidade Lacunar-Canicular

PLG

Polímero sintético poli(lactídeo-co-glicosídio)

PTH

Hormônio produzido na glândula da tireóide. - Paratormônio

PV

Porosidade Vascular

RPMI

Meio de cultura celular (Roswell Park Memorial Institute)

SBF

Solução que simula o meio fisiológico (tampão)

SFB

Soro fetal bovino

VII

VN:

Vermelho Neutro (2-amino-3-metil-7dimetil-amino-cloreto de
fenazina)

-TCP

Beta-fosfato tricálcio ou whitlockita, (Ca,Mg)9(P04)6 ou
(Ca,Mg)3(P04)2

µ

Potencial químico



Angulo de contato

H25

Entalpia de reação à 25 oC

o

unidade de temperatura dada na escala Célcius.

C

VIII

Resumo
Cerâmicas de fosfatos de cálcio para reparo de tecido ósseo é são uma opção de para a
recuperação funcional do osso. Neste trabalho, as sinterizações de misturas prensadas de
fosfato de cálcio, carbonatos alcalinos e outros materiais possibilitaram a produção de
pastilhas cerâmicas com tamanho adequado de poros interconectados que, quando
utilizados como suportes (scaffolds) para cultura de célula, permitam a vascularização e
facilitem o crescimento e reprodução de células do tecido ósseo. Os fosfatos de cálcio
utilizados como composto químico principal das cerâmicas foram obtidos pela calcinação
de osso bovino ou são de origem comercial. Porosimetria de mercúrio, fluorescência de
raios - X, difração de raios ­ X, microscopia óptica, microscopia eletrônica de varredura
(MEV), medidas de pH e a avaliação da resposta celular in vitro através de testes de
citotoxidade foram as técnicas de caracterização aplicadas nesta investigação. A técnica de
sinterização para se produzir cerâmicas pelo processo de sinterização por fase líquida teve
como resultado amostras com poros interconectados com tamanho médio aproximado de
120 µm. Os carbonatos (especialmente o Li2CO3) utilizados como matérias-primas
auxiliam na formação de fase líquida durante a sinterização e na produção de gases que
facilitam a formação da estrutura porosa da cerâmica.

IX

Abstract
Calcium phosphate ceramics applied to bone tissue repair is an option for functional bone
wound healing. Calcium phosphate utilized in this work has been originated from calcined
bovine bone samples or a commercial brand of biphasic calcium phosphate (BCP). In this
work, calcium phosphate added with alkaline carbonates and other raw-materials have been
mixed, pressured and sintered to produce ceramic samples with interconnected pores with
mean pore size around 120 um which can be helpful for cell tissue growth and blood
vascularization. Mercury intrusion porosimetry, X-ray fluorescence and diffraction, optical
microscopy, scanning electronic microscopy (SEM), pH measurements, and cell response
evaluation by in vitro citotoxity experiments were the characterization techniques used
during this investigation. The sinterization process with a liquid phase seem to be useful in
producing porous and mild strength ceramic samples. Carbonates specially Li2CO3 act as
fluxing

agent

during

liquid-phase

sintering

of

the

ceramic

samples.

X

Capítulo 1: Introdução

A ciência dos biomateriais é o estudo de física e química dos materiais e suas interações com
o ambiente biológico. Ela se preocupa fundamentalmente com o comportamento desses
materiais (em uma aplicação específica) e uma apropriada resposta do hospedeiro, que, como
exemplo, pode incluir resistência à colonização bacteriana e, normalmente, uma fácil
recuperação e cura. Um material biologicamente aplicável ao osso deve suportar a atividade
das células osteoblásticas no desenvolvimento de novo osso enquanto, simultaneamente, é
reabsorvido pelas células osteoclásticas, (Hench, 1991; Davies, 2000; Ratner, Hoffman et al.,
2004).
Já a engenharia de tecidos investiga a retirada de células de um paciente, por biópsia, para
multiplicá-las "in-vitro", semeá-las e cultivá-las num suporte poroso, biodegradável, com o
auxílio de um conjunto de fatores de crescimento. Essa estrutura híbrida é, então, implantada
na zona afetada, esperando-se que a regeneração do novo tecido acompanhe o
desaparecimento do suporte (scaffold).
O osso está sujeito ao remodelamento através da ação combinada dos osteoclastos, que
erodem a matriz, e dos osteoblastos, que depositam camadas de osso sobre a matriz. Alguns
osteoblastos ficam prisioneiros na matriz como osteócitos e atuam como parte da renovação
da matriz óssea (Alberts, 2002). Já os defeitos onde o tamanho permita que ocorra uma
regeneração de um tecido que não o ósseo devem ser preenchidos com um biomaterial
(Joschek, Nies et al., 2000).
Há uma considerável demanda na cirurgia oral e na medicina ortopédica por estruturas
tridimensionais porosas (Cowin, S. C., 1999), denominados scaffolds de materiais
inorgânicos, possuindo tolerância imunológica com objetivo de reparar ou aumentar o tecido
ósseo humano. A hidroxiapatita é o principal material inorgânico usado como substituto para
ossos e dentes, não é encapsulada pelo tecido fibroso e pode ficar em contato com o osso
quando implantado dentro do corpo humano (Marcacci, Kon et al., 1999; Sato, Kogure et al.,
2002). Ela é biologicamente compatível e pode ser transformada em matrizes com poros
interconectados, permitindo o crescimento do tecido ósseo (Legeros, Trautz et al., 1967).

1

Os íons existentes nos sais ósseos são principalmente Ca2+, PO42-, OH- e CO32-. Neles estão
presentes também quantidades pequenas de íons de sódio (Na), magnésio (Mg) e ferro (Fe), e
ainda, íons citrato.
Este trabalho se concentra na obtenção de cerâmicos à base de pós de fosfatos de cálcio
contendo hidroxiapatita, adicionado aos aditivos (carbonatos alcalinos e fosfatos de amônia)
com objetivo de formar uma mistura para a construção de estruturas tridimensionais porosas
capazes de induzirem a regeneração dos tecidos ósseos, chamadas de scaffolds. A modificação
química tem, aí, um papel importante, pois aumenta o leque de propriedades dos materiais,
incluindo melhoras no comportamento mecânico, perfil de biodegradabilidade, capacidade de
absorção de água, etc. Algumas substâncias foram adicionadas na forma de carbonatos de lítio
(Li), cálcio (Ca), potássio (K), magnésio (Mg) e sódio (Na), para promoverem a
sinterabilidade da cerâmica.
Um dos fatores considerados importantes em uma biocerâmica para permitir a osteogênese
são a porosidade, o tamanho de poros e em especial o grau de intercomunicação desses poros.
Estas propriedades foram investigadas por meio de ensaios de porosimetria de mercúrio, na
faixa de 3 nm a 360 µm.
A aplicação de substâncias na forma de carbonatos para formação de novas composições
biocerâmicas teve sua inspiração na idéia de criar poros abertos e conectados devido à
liberação de gases, principalmente do CO2, durante o processo de sinterização.

2

Capítulo 2: Objetivos

2.1 - Objetivo Geral.

Produzir cerâmicas porosas de fosfatos de cálcio para aplicação reparadora do tecido ósseo.

2.2 - Objetivos Específicos

I

Elaborar um processo de sinterização de misturas contendo fosfatos de cálcio para
obtenção de pastilhas cerâmicas porosas, com tamanho de poros capaz de garantir o
alojamento, reprodução e sobrevivência das células osteogênicas.

II

Produzir cerâmicas porosas na forma de pastilhas.

III

Caracterizar físico-quimicamente os pós de fosfato de cálcio e as cerâmicas
provenientes destes:
Investigar a porosidade e o tamanho de poro das pastilhas pela técnica de
porosimetria de mercúrio
Investigar as fases presentes no fosfato de cálcio do osso calcinado e do
fosfato de cálcio de origem comercial
Investigar a relação Ca/P da pastilha produzida com fosfato de cálcio
calcinado
Investigar o pH de matérias primas e das pastilhas cerâmicas

IV

Investigar a citotoxidade in vitro dessas cerâmicas para definir a composição das
matérias primas na produção de pastilhas.

3

Capítulo 3: Revisão Bibliográfica

3.1 - Biomaterial

Um biomaterial é um material que quando aplicado clinicamente no meio biológico, coexiste
com o organismo de forma temporária ou permanente e contribui na melhora da qualidade de
vida do hospedeiro. A discussão sobre a definição de um biomaterial levou alguns autores a se
expressarem como mostra a tabela abaixo:
Tabela III. 1 ­ Definições de biomaterial
Autor
Definiçao de biomaterial
Conferência de Toda substância (com exceção de drogas) ou combinação de
Chester (Reino substâncias, de origem sintética ou natural, que durante um período de
Unido), 1986

tempo indeterminado é empregado como parte integrante de um
sistema de tratamento, ampliação ou substituição de quaisquer tecidos,
órgãos ou funções corporais (Williams, 1987).

Park, 2002

Biomateriais são todos os materiais que, de modo contínuo ou
intermitente, entram em contato com fluidos corpóreos, mesmo que
estejam localizados fora do corpo (Park e Bronzino, 2002).

Um

biomaterial

deve

apresentar

duas

propriedades:

a

biocompatibilidade

e

a

biofuncionalidade. A biocompatibilidade significa que o material e seus possíveis produtos de
degradação devem ser tolerados pelos tecidos envoltórios e não devem causar prejuízo ao
organismo a curto e longo prazo. Paralelamente à biocompatibilidade, é importante que o
implante permita o desempenho imediato e com êxito da função específica (estática e
dinâmica) da parte do corpo que está sendo substituída. Esta habilidade está embutida no
conceito de biofuncionalidade. Neste conceito estão incorporados também, os problemas
associados à degradação química dos materiais, visto que o meio fisiológico pode ser bastante

4

agressivo - mesmo aos materiais considerados inertes quimicamente, levando à redução da
eficiência do implante (Oréfice, Pereira et al., 2006). Os materiais propostos para serem
aplicados como biomateriais podem ser provinentes de materiais biológicos, cerâmicos,
compósitos, metálicos e poliméricos.
Tabela III. 2 ­ Classe de materiais para uso no corpo
Materiais
Uso Típico
Vantagens

Caracteristicas

Desvantagens

especiais
Cerâmicas

Implantes

Resistente a

Coopera com a

Quebradiço a

estruturais e

esforços na

reposição / adesão

tração/impácto

recobrimentos

compressão

óssea.

Componentes

Resistência a

Propriedades

Processos

dentários e

esforços e baixo

mecânicas

elaborados de

ortopédicos

peso

Materiais

Complemento de

Permite

Relação simbiótica

Disponibilidade

Biológicos

tecidos moles.

recuperação

com o local do

limitada.

Reposição de

funcional de

implante incluindo

membranas.

tecidos e orgãos.

autoreconstituição

Metais e

Articulações,

Ductilidade,

Condutividade

Elevada

Ligas

parafusos, pinos

Resistência a

elétrica

densidade,

Compósitos

fabricação.

esforços
Polímeros

corrosão.

Cateteres, suturas,

Resilientes;

Biodegradável

Deformação

válvulas cardíacas,

Fáceis de fabricar

Bioabsorvivel

com o uso.

implantes oculares.
Assim, na elaboração de um biomaterial, independentemente da classe do material escolhido,
deve-se observar dentre outros, os seguintes critérios:
1.

A presença do biomaterial não deve causar efeitos nocivos no local do implante ou no
sistema biológico bem como os tecidos não devem causar a degradação não desejada
do material, como por exemplo, corrosão em metais.

5

2. Deve possuir as características mecânicas adequadas para cumprir a função desejada,

pelo tempo desejado.
3. O material deve ser esterilizável.
4. Para materiais particulados, o tamanho mínimo deve ser observado para não ativar

processos como a de fagocitose.
A figura 3.1 mostra algumas das possibilidades do uso clinico da hidroxiapatita no corpo
humano.

Figura 3. 1- Aplicações das hidroxiapatitas, adaptado (Hench e Wilson, 1993) e (Human
Body, 2007)

6

O foco desse trabalho está direcionado ao estudo das cerâmicas bioaplicáveis. Dentre os
principais tipos de biocerâmicas se destacam: a alumina (Al2O3), a zircônia (ZrO2), algumas
apatitas como a hidroxiapatita (Ca10(PO4)6(OH)2 e os biovidros que foram desenvolvidos a
partir de 1971 por Larry Hench na Universidade da Flórida - Gainsville, e denomina uma série
de composições de vidros baseados no sistema SiO2 - Na2O - CaO - P2O5.

3.2 - Implantes com biocerâmicas

O implante com uma biocerâmica é empregado buscando evitar os problemas inerentes aos
implantes tradicionais (metálicos, poliméricos), como a liberação de íons e/ou fratura do osso
(gradiente dos módulos de elasticidade), ou ainda com a sensibilidade do organismo com a
maioria dos materiais estranhos, podendo resultar na formação de uma cobertura não aderente
de substância fibrosa entorno do implante (Hench, 1986). Assim a cerâmica aplicada
clinicamente procura ser compatível física, química e funcionalmente com o osso hospedeiro.
A resposta à toxidade do material em contato com o tecido pode ser classificado como
mostrado na tabela III.3.
Tabela III. 3 - Classificação da inter-relações tecido com os materiais quanto ao tipo de
resposta no meio fisiológico (Hench L.L., 1971; Hench, 1986).
Resposta
Descrição
Tóxica
Não-tóxica

morte da vizinhança do tecido.
e

inativa não apresenta mudanças químicas acentuadas no meio

(bioinerte)

fisiológico, mas formação de uma cápsula fina fibrosa não
aderente.

Não-tóxica e reabsorvíveis apresentam decomposição gradual por atividade biológica
(biodegradável)

específica.

Não-tóxica e bioativa

ligação na interface com a vizinhança do tecido.

Uma das caracterizações in vitro mais usuais é testar a biocompatibilidade do implante com
osteoblastos humanos frescos, macrófagos ou qualquer outro teste de linhagens celulares
(Trentz, Hoerstrup et al., 2003), avaliando-se também mutações e/ou alterações sensíveis no

7

metabolismo celular. Sabe-se que as células têm a capacidade de interagir com o ambiente ao
seu redor de diferentes modos: através dos receptores de membrana que absorvem os sinais
externos (químicos ou físicos) do meio extracelular, e por mecanismos que podem ocorrer
estimulados no interior da célula. Por sua vez, as células respondem a esta ação alterando o
modo como os genes se expressam e adaptando-se às novas configurações ao seu redor.
Portanto, quando estas células ficam em contato com uma superfície quimicamente ativa
(Ca2+, Ti3+, Fe2+) como num meio de cultura, podem revelar mudanças significativas no
sinergismo celular.
Para os materiais cerâmicos bioativos, ocorre a formação de uma camada de hidroxiapatita
carbonatada na superfície do implante (Legeros, Trautz et al., 1967; Legeros, 1988; Hench,
1991). Essa fase é equivalente, em composição e estrutura, à fase mineral do osso, e é
responsável pela importante ligação interfacial entre implante e tecido.

3.3 - Bioceramicas da familia das apatitas (fosfatos de cálcio)

Os fosfatos de cálcio são materiais cerâmicos com razões molares Ca/P variadas. Para a
hidroxiapatita, a fluorapatita e a hidroxifluorapatita essa razão molar é de 1,67 (Johnsson e
Nancollas, 1992). O termo apatita descreve uma família de compostos parecidos. No entanto,
eles não possuem necessariamente composições idênticas. Devido à estrutura complexa, a
apatita é um material altamente capaz de acolher outros elementos químicos, permitindo
substituições de Ca e P por vários outros íons. Como exemplo, o cálcio (Ca) pode ser
substituído por estrôncio (Sr), magnésio (Mg), bário (Ba), chumbo (Pb); o fosfato por
vanadatos, boratos e manganatos, e assim por diante (Legeros, 1993). Em virtude da sua
característica de incorporar outros íons na sua rede cristalina, a apatita, muitas vezes, se
confunde com outras estruturas minerais do grupo dos fosfatos de cálcio. Por isso, esses
compostos químicos receberam o nome de apatita, palavra que em grego significa enganar,
iludir ou lograr.
A célula unitária dos cristais de HAp podem apresentar tanto uma estrutura cristalográfica
monoclínica, com quatro unidades da formula por célula unitária (Kay, Young et al., 1964);
(Johnsson e Nancollas, 1992); (Elliott, Mackie et al., 1973), como hexagonal, onde a transição
de fase monoclinica para a estrutura hexagonal ocorre a 370 °C, (Elliott, 1994; Calderín, Stott
8

et al., 2003). A hidroxiapatita com estrutura hexagonal apresenta os seguintes parâmetros de
rede: a = 0,943 nm e c = 0,688 nm (Paul W. Brown, 1994; Kalita, Bose et al., 2004).
A apatita descreve uma grande família de compostos com estrutura muito similar (Paul W.
Brown, 1994): o nome hidroxiapatita define a composição de um destes compostos de cálcio e
fósforo, sendo descrito quimicamente como: Ca10(P04)6(OH)2. Várias apatitas de diferentes
composições podem ser preparadas pela substituição dos elementos iônicos (Tao e Irvine,
2000) segundo a fórmula, (M

10

(ZO 4) 6 X2), onde M, Z e X são os grupos de elementos ou

compostos iônicos, como mostrado a seguir (Somasundaran, 1998):
M =Ca, Sr, Ba, Cd, Pb, Mg, Na, K , H, D, etc...
Z= P, CO3, V, As, S, Si, Ge, Cr, B, etc...
X= OH, CO3, O, F, Cl, Br, vazio, etc...
As apatitas minerais são encontradas em quase todas as rochas ígneas, sedimentares e
metamórficas. As apatitas mais comuns são a fluorapatita- Ca10(P04)6F2, cloroapatitaCa10(P04)6Cl2 e a hidroxiapatita ­ Ca10(P04)6(OH)2, e essas diferenças podem ser observadas
ao logo do eixo c (Orlovskii, Komlev et al., 2002). No corpo humano, a hidroxiapatita é o
principal componente inorgânico do tecido ósseo e dos dentes. As diferenças nos parâmetros
de rede entre as hidroxiapatita substituídas e não substituídas refletem o tamanho e a
quantidade dos íons de substituição. Normalmente, a hidroxiapatita biológica constituinte dos
ossos, é deficiente em cálcio em cerca de 10% e possui sempre carbonatos como substitutos,
sendo conhecida como hidroxiapatita carbonatada (HAC). Devido a essa deficiência, fatores
como a influência do colágeno e outras moléculas orgânicas, o mineral presente no tecido
ósseo não é uma estrutura perfeitamente estequiométrica da hidroxiapatita de cálcio, mas uma
estrutura complexa, dopada com outros íons e com uma fórmula genérica: Ca8,3(PO4)4,3(HPO4,
CO3)1,7(OH, CO3)0,3 (Hench, 1991; Legeros, 1993; Tas, 2003) . A hidroxiapatita biológica é
ainda composta por íons em concentrações diversas, tais como: Mg2+, Na+, CO32-, etc.,
permitindo o controle desses importantes íons nos líquidos corporais através da sua liberação
ou armazenamento (Rigo, 1989) in (Saleh J., Willke L. W. et al., 2004). A tabela III.4 mostra
algumas fases cristalinas da família dos fosfatos de cálcio e sua ocorrência biológica.

9

Tabela III. 4 - Fosfatos de cálcio em sistemas biológicos, adaptado. (Legeros, 1991)
Fosfato de cálcio

Fórmula química

Razão
Ca/P Molar
1,67

hidroxiapatita, fluorapatita,
cloroapatita

Ca10(PO4)6X2
Onde X= OH, F, Cl

Fosfato octacálcio, OCP

Ca8H2(PO4)6.5H2O

1,33

Brushitas,
a) fosfato dicálcio dihidratado, DCPD.
b) fosfato dicálcio anidro,
DCPA (monetita)
Whitlockita,
a) fosfato tricálcio, -TCP
b) fosfato tricálcio
modificado Mg,
Mg-TCP
Pirofosfato de cálcio dihidratado

CaHPO4.2H2O

1,00

Ocorrência
Esmalte, dentina, osso,
cálculo dental, rochas,
cálculo renal,
calcificações em tecido
mole
Cálculo dental (tártaro) e
renal
Tártaro, ossos
decompostos

CaHPO4
(Ca, Mg)9(PO4)6

1,50

Ca2P2O7. 2H2O

1,00

Cálculo renal e tártaro,
pedras salivárias, cáries
em dentina, cartilagem
artrítica, calcificações em
tecido mole
Pseudo depósitos no
fluido sinovial (fluido

lubrificante que reduz o
atrito e facilita o
movimento das
articulações.)
A razão para se utilizar a hidroxiapatita como um material substituto deveria ser evidente por
si mesmo: o osso natural possui aproximadamente 70% hidroxiapatita em peso e 50 % em
volume (Shors e Holmes, 1993 ).
O potencial clínico da biocerâmica de hidroxiapatita é devido à sua compatibilidade com o
meio fisiológico. Além de possuir a estrutura cristalográfica e composição química
semelhante à apatita óssea, a hidroxiapatita apresenta algumas propriedades peculiares como
bioatividade e osteocondução, que dão capacidade de promoção do crescimento ósseo ao
redor do implante em curto período de tempo.
Dependendo do modo de substituição do carbonato, pode-se classificar a hidroxiapatita como
tipo A ou tipo B. Quando o carbonato (CO3) substitui o grupo OH, ela é do tipo A,
representada como: Ca10(PO4)6(CO3, (OH) 2). Esta substituição aumenta as dimensões segundo
as direções dos eixos a1, a2, a3 e produz contração do eixo c. Quando temos substituições de

10

CO 32- no lugar do grupo PO4 e o sódio (Na) no lugar do cálcio (Ca), ocorrendo aos pares, temse a hidroxiapatita carbonatada do tipo B, representada como: (Ca10-xNax)(PO4)6x(CO3)x(OH)2.

Esta substituição apresenta um efeito contrário ao anterior no parâmetro de

rede, conduzindo a uma redução das dimensões dos eixos a1, a2, a3 e aumento do eixo c. As
substituições na hidroxiapatita resultam em variações de suas propriedades como, parâmetros
de rede, morfologia e solubilidade, normalmente sem alterar a simetria hexagonal. Átomos
substitucionais na rede cristalina das apatitas incrementam a concentração de deslocações e
contribuem para o aumento da desordem no tamanho dos cristais dessa rede (Young, 1974),
podendo contribuir para a alteração da cristalinidade dessas apatitas. Um exemplo é a
formação do -TCP pela presença de magnésio (Takagi, 2001). A figura 3.2 representa a
estrutura cristalina hexagonal da hidroxiapatita.

Figura 3. 2- Estrutura da hidroxiapatita, O íon OH (vermelho), em um dado plano, está
normalmente centrado e equidistante do triângulo de cálcio (azul) mais próximo,
adaptado. (Sato, Kogure et al., 2002)e(Andrade, Borges et al., 2001).
Grupos de pesquisadores como o do Safronova na Russia e de Raynaud na França vem
investigando o efeito de íons e compostos iônicos em solução alem dos íons CO 32- e Na+ ,
como o Mg2+, K+, , Li+ , F-, Cl-, SiO 44- (Raynaud, Champion et al., 2002; Putlyaev e

11

Safronova, 2006). A presença de cátions como o Mg2+ não modificaria a estrutura da
hidroxiapatita, desde que as duas cargas esses íons tomassem o lugar do íon Ca2+ e os anions
como o F-, ocupem o lugar do grupo OH-. A presença de grupos CO 32- e SiO 44- em solução,
produzem certa modificação na estrutura, desde que esses íons presumivelmente ocupem o
lugar do íon (PO4)3- (Putlyaev e Safronova, 2006).
O papel dos íons listados acima, na formação de monocristais em solução e sinterização é
diferente. O efeito de íons externos na forma e tamanho dos cristais da apatita sintetizada por
solução está mostrado abaixo. O efeito desses aditivos nas propriedades do material
policristalino no sistema CaO-P2O5 também difere. A presença de CO 32- diminui a relação
Ca/P, aumentando a deficiência de cálcio, diminuindo os defeitos da rede cristalina e
facilitando a sinterização (Raynaud, Champion et al., 2002) in (Putlyaev e Safronova, 2006).

Figura 3. 3 - O efeito de diferentes íons na forma do cristal de hidroxiapatita (Putlyaev e
Safronova, 2006).
No processo de sinterização, o estudo do diagrama de fases do Sistema CaO-P2O5 auxilia na
determinação da temperatura de trabalho para a produção de peças sinterizadas.
O diagrama de fases do Sistema CaO-P2O5 (Fig. 3.4, Fig3.5) mostra a solução sólida obtida
pela interação do cálcio (Ca) com fósforo (P).

12

Figura 3. 4- Diagrama de equilíbrio de fase, sob pressão parcial de água de 500 Torr (66
kPa) Groot, 1990 in (Hench, 1991). obs. (HA = Hidroxiapatita, C = CaO e P = P2O5).

Figura 3. 5 - Diagrama de fase CaO-P2O5 . Em destaque o quadro mostra a linha
liquidus de 3CaO.P2O5 (Eisenhuttebleute, 1981).

13

3.3.1 - Fases presentes em uma biocerâmicas de fosfato de cálcio
No inicio do século XX, a humanidade já tinha conhecimento da susceptibilidade biológica
das apatitas (Albee, 1920). A síntese de uma apatita de flúor foi inicialmente realizada nos
anos 70 (Legeros, 1988) e até esse período, vários outros materiais cerâmicos (Al2O3, zircônia,
mulita, etc) já haviam sido utilizados. Em 1969 alguns pesquisadores na Flórida haviam
também proposto um vidro bioativo inspirado na liberação de Ca e P e que promoveria a
ligação do vidro com o osso (Hench L.L., 1971) (Ratner, Hoffman et al., 2004). Uma nova
rota de síntese foi proposta desta vez com uma escala de produção um pouco maior com vistas
a atender a demanda da época por materiais reconstrutores. Posteriormente, a síntese de uma
mistura de beta fosfato tricálcio, ou -TCP, Ca3(PO4)6, e hidroxiapatita (HAp),
Ca10(PO4)6.(OH)2 foi mais tarde chamada de fosfato de cálcio bifásico (ou simplesmente de
BCP). O BCP foi desenvolvido por alguns grupos de pesquisa, que estudavam formas de
viabilizar comercialmente produtos contendo HAp, para procedimentos médicos reparadores
ou para substituição óssea (Legeros, 1988; Daculsi, Laboux et al., 2003).
Hidroxiapatita pura e/ou compostos não estequiométricos de fosfatos de cálcio podem ser
obtidos em reações do estado-sólido ou reações de via úmida. Contudo, quando preparada em
sistemas aquosos pelos métodos de precipitação ou hidrólise, a apatita obtida é geralmente
deficiente em cálcio (a relação Ca/P é mais baixa do que o valor estequiométrico de 1,67 para
hidroxiapatita) ou contém carbonato que faz a relação Ca/P mais alta que os valores
estequiométricos (Wojciech Suchanek, 1998).
A solubilidade dos compostos de fosfato de cálcio varia consideravelmente. A HAp é bem
menos solúvel do que -TCP (Guéhennec, Layrolle et al., 2004). Também em função da
estrutura cristalina, os fosfatos de cálcio liberam os íons de cálcio e de fósforo
diferenciadamente, por exemplo, superfícies amorfas liberam esses íons até 5 vezes mais do
que superfícies cristalinas, fato que pode influenciar a biofixação do implante (dissolução:
HAp.
COWIN, S. C. Bone Poroelasticity. Journal of Biomechnics. New York: Elsevier Science
Ltd. 32: 217-238 p. 1999.
______. Bone poroelasticity. Journal of Biomechanics, v. 32, n. 3, p. 217-238, 1999.
Disponível
em:
<
http://www.sciencedirect.com/science/article/B6T82-3WCYVX41/2/ba8f0fda15e1043d032b0b85f76f0515 >.
D'ALCANTARA, W. X. Cadinhos de Alumina para Fusão de Vidros. Belo Horizonte:
Junho, p.10. 2003. (Documentação Técnica - CETEC/MG)

76

DACULSI, G. et al. Current state of the art of biphasic calcium phosphate bioceramics.
Journal of Materials Science: Materials in Medicine, v. 14, n. 3, p. 195-200, 2003.
Disponível em: < http://dx.doi.org/10.1023/A:1022842404495 >.
DAGUANO, J. K. M. F.; SANTOS, C.; ROGERO, S. O. Avaliação da citotoxicidade de
biocerâmicas desenvolvidas para uso em sistemas de implantes. Matéria (Rio de Janeiro), v.
12,
p.
134-139,
2007.
ISSN
1517-7076.
Disponível
em:
<
http://www.scielo.br/scielo.php?script=sci_arttext&pid=S151770762007000100017&nrm=iso >.
DAVIES, J. E. Bone Engineer. December 2000 Toronto: Em Squared Inc, 2000. 656 ISBN
096869800X
EISENHUTTEBLEUTE, V. D., Ed. SCHLACKENATLAS. Dusseldorf: Verlag Stahleisen
M.B.H., p.282ed. 1981.
ELLIOTT, J. C. Structure and Chemistry of the Apatites and Other Calcium
1994. 404
ISBN 0444815821. Disponível em: <
Orthophosphates Elsevier
http://www.elsevier.com/wps/find/bookdescription.cws_home/524506/description?navopenm
enu=-2 >.
ELLIOTT, J. C.; MACKIE, P. E.; YOUNG, R. A. Monoclinic Hydroxyapatite. Science, v.
180, n. 4090, p. 1055-1057, June 8, 1973 1973.
Disponível em: <
http://www.sciencemag.org/cgi/content/abstract/180/4090/1055 >.
FISCHBACH, C. et al. Engineering tumors with 3D scaffolds. Nat Meth, v. 4, n. 10, p. 855860, 2007. Disponível em: < http://dx.doi.org/10.1038/nmeth1085
http://www.nature.com/nmeth/journal/v4/n10/suppinfo/nmeth1085_S1.html >.
FULLPROF, S. Cristallographic toold for Rietveld, profile matching & intensity
refinements
of
X-Ray
and/or
neutron
data:
http://www.ill.fr/dif/Soft/fp/php/downloads.html p. 2007.
FUNG, Y. C. Biomechanics Bone and Cartilage 2nd. New York: Springer, 1993.
GOES, A. M. D. et al. Testes in vitro com biomateriais e citotecnia. In: ORÉFICE, R.
L.;PEREIRA, M. D. M., et al (Ed.). Biomateriais Fundamentos & Aplicações. Rio de
Janeiro: Cultura Médica, 2006. cap. 11, p.285-297.
GOTO, T. et al. Sintering mechanism of hydroxyapatite by addition of lithium phosphate.
Journal of Materials Science: Materials in Medicine, v. 2, n. 3, p. 149-152, 1991.
Disponível em: < http://dx.doi.org/10.1007/BF00692973 >.
GUÉHENNEC, L. L.; LAYROLLE, P.; DACULSI, G. A Review of Bioceramics and Fibrin
Sealant. Europe cells & materials journal, v. 8, p. 1-11, 13th 2004 2004. Disponível em: <
http://www.ecmjournal.org/journal/papers/vol008/vol008a01.php >.

77

HAJNOS, M., WIEBODA, R. Porous structure of natural bodies Physics, Chemistry and
Biogeochemistry in Soil and Plant Studies. Puschchino, Russia: Grzegorz Józefaciuk Institute of Agrophysics PAS, Lublin: 52-56 p. 2004.
HAM, A. W. Histologia. Rio de Janeiro: Guanabara Koogan S.A, 1965. 965
______. Histologia. 7. Rio de Janeiro: Guanabara Koogan S.A, 1977. 872
HARWOOD, R. S. B. W. A. A. J. Lithium Melallotherapeutics. TIEKINK, G. A.: John
Wiley & Sons, Ltd. 1: 17 p. 2005.
HENCH L.L., S. R. J. M., ALLEN W. C., GREENLEE T. K. Bonding mechanisms at the
interface of ceramic prosthetic materials. J Biomed Mater Res, p. 117-141, 1971.
HENCH, L. L. Ceramic Implants for Humans. Advanced Ceramic Materials, v. 1, n. 4, p.
306-324, 1986.
______. Bioceramics: From Concept to Clinic
J. Am. Ceram. Soc., v. 74, n. 7, p. 1487-1510, 1991.
HENCH, L. L.; POLAK, J. M. Third-Generation Biomedical Materials. Science, v. 295, n.
5557,
p.
1014-1017,
February
8,
2002
2002.
Disponível
em:
<
http://www.sciencemag.org/cgi/content/abstract/295/5557/1014 >.
HENCH, L. L.; WILSON, J. An Introduction to Bioceramics. Singapure: World Scientific
Publishing Co. Pte. Ltd., 1993. 385
HLAVÁC, J. The technology of glass and ceramics: An Introduction, Glass Science and
Technology 4. New York: Elsevier Scientific Publishing Company Inc, 1983. 432
ISBN 0-444-41577-7.
HOLLISTER, S. J. Porous scaffold design for tissue engineering. Nature Materials, v. 4, n.
Na,
p.
518-524,
7
2005.
ISSN
1476-1122.
Disponível
em:
<
http://www.nature.com/nmat/journal/v4/n7/abs/nmat1421.html >.
Human Body. Learning and Teaching Scotland, Glasgow, 2007. Disponível em: <
http://www.ltscotland.org.uk/5to14/resources/illustrations/humanbody/illustrationofhumanskel
eton.asp >. Acesso em: 05 December 2007.
ICDD. Powder Diffraction File. 09-0432;09-0169, et al. Swarthmore, Pensilvania:
PCPDFWIN v2.1 2000.
JOHNSSON, M. S.; NANCOLLAS, G. H. The role of brushite and octacalcium phosphate in
apatite formation. Crit Rev Oral Biol Med, v. 3, n. 1, p. 61-82, January 2, 1992 1992.
Disponível em: < http://crobm.iadrjournals.org/cgi/content/abstract/3/1/61 >.

78

JOSCHEK, S. et al. Chemical and physicochemical characterization of porous hydroxyapatite
ceramics made of natural bone. Biomaterials, v. 21, n. 16, p. 1645-1658, 2000. Disponível
em:
<
http://www.sciencedirect.com/science/article/B6TWB-40GJ1RD3/2/f5ccaf7868e46ed170dab73e4e4cc6cf >.
JUNQUEIRA, L. C. U., CARNEIRO,J. Histologia Básica - 10ª edição. 10ª. Guanabara
Koogan, 2004. 540 ISBN 8527709066
KALITA, S. J. et al. CaO-P2O5-Na2O-based sintering additives for hydroxyapatite (HAp)
ceramics. Biomaterials, v. 25, n. 12, p. 2331-2339,
2004.
Disponível em: <
http://www.sciencedirect.com/science/article/B6TWB-4B0X5K86/2/e0ef1d44c62db4cfc08dff1758bd433f >.
KAY, M. I.; YOUNG, R. A.; POSNER, A. S. Crystal Structure of Hydroxyapatite. Nature, v.
204, n. 4963, p. 1050-1052, 1964. Disponível em: < http://dx.doi.org/10.1038/2041050a0 >.
LAKES, R. Materials with structural hierarchy. Nature, v. 361, n. 6412, p. 511-515, 1993.
Disponível em: < http://dx.doi.org/10.1038/361511a0 >.
LEGEROS, R. Calcium phosphates in oral biology and medicine. Switzerland: S Karger
Pub., 1991. 201 ISBN 380555236X
LEGEROS, R. Z. Calcium Phosphate Materials in Restorative Dentistry: a Review. Adv Dent
Disponível em: <
Res, v. 2, n. 1, p. 164-180, August 1, 1988 1988.
http://adr.iadrjournals.org/cgi/content/abstract/2/1/164 >.
LEGEROS, R. Z. et al. Apatite Crystallites: Effects of Carbonate on Morphology. Science, v.
155, n. 3768, p. 1409-1411, March 17, 1967 1967.
Disponível em: <
http://www.sciencemag.org/cgi/content/abstract/155/3768/1409 >.
LEGEROS, R. Z. L. A. J. P. Dense Hydroxyapatite. In: WILSON, L. L. H. J. (Ed.). An
Introduction to Bioceramics. Gainesville, Florida: World Scientific Publishing Co. Pet. Ltd,
v.1, 1993. cap. 9, p.139-179. ISBN 0810214006.
LEWIS, J. A. et al. Direct Ink Writing of Three-Dimensional Ceramic Structures. Journal of
the American Ceramic Society, v. 89, n. 12, p. 3599-3609, 2006. Disponível em: <
http://www.blackwell-synergy.com/doi/abs/10.1111/j.1551-2916.2006.01382.x >.
M.M.C.G. SILVA et al. The effect of anisotropic architecture on cell and tissue infiltration
into
tissue engineering scaffolds. Biomaterials, v. 27, p. 9, 5909­5917 2006.
MA, Q. Y. et al. Effects of aqueous Al, Cd, Cu, Fe(II), Ni, and Zn on Pb immobilization by
hydroxyapatite. Environmental science & technology v. 28, n. 7, p. 1219-1228, 1994. ISSN
0013-936X

79

MARCACCI, M. et al. Reconstruction of Extensive Long-Bone Defects in Sheep Using
Porous Hydroxyapatite Sponges. Calcified Tissue International, v. V64, n. 1, p. 83-90,
1999. Disponível em: < http://dx.doi.org/10.1007/s002239900583 >.
MARICA, T. et al. Comparison the cytotoxicity of hydroxyapatite measured by direct cell
counting and mtt test in murine. fibroblast NIH-3T3 cells Biomed Pap Med Fac Univ
Palacky Olomouc Czech Repub. ():. v. 149, n. 2, p. 393-6, September 25 2005.
MAVROPOULOS, E. A Hidroxiapatita como removedora de Chumbo. 1999. 126
(Master). Escola Nacional de Saúde Pública, Fundação Osvaldo Cruz, Rio de Janeiro.
MIYASHIRO, K.; HAUACHE, O. M. Mutações do Gene do Receptor Sensível ao Cálcio
Extracelular e Suas Doenças Associadas. 2002. Laboratório de Endocrinologia Molecular,
Disciplina de Endocrinologia, Departamento de Medicina, Universidade Federal de São Paulo
(UNIFESP/EPM), São Paulo.
NIELSEN-MARSH, C. M.; HEDGES, R. E. M. Bone porosity and the use of mercury
intrusion porosimetry in bone diagenesis studies. Archaeometry, v. 41, p. 165-174, 1999.
ISSN 0003-813X
O'BRIEN, W. J. Biomaterials Properties Database. University of Michigan
http://www.lib.umich.edu/dentlib/Dental_tables/toc.html 1996. Acesso em: dezembro , 2007.
ORÉFICE, R. L.; PEREIRA, M. D. M.; MANSUR, H. S. Biomateriais Fundamentos &
Aplicações. Rio de Janeiro: Cultura Médica, 2006. 538
ORLOVSKII, V. P.; KOMLEV, V. S.; BARINOV, S. M. Hydroxyapatite and
Hydroxyapatite-Based Ceramics. Inorganic Materials, v. V38, n. 10, p. 973-984, 2002.
Disponível em: < http://dx.doi.org/10.1023/A:1020585800572 >.
PARK, J. B.; BRONZINO, J. D. Biomaterials: Principles and Applications.
2002. 264 ISBN 9780849314919.

CRC Press

PAUL W. BROWN, B. C. Hydroxyapatite and Related Materials. CRT, 1994. 368 ISBN
0849347505
PAULEV, P.-E. Textbook in Medical Physiology And Pathophysiology
Essentials and clinical problems. 1999 - 2000. ISSN 87-984078-0-5. Acesso em: March.
PUTLYAEV, V.; SAFRONOVA, T. A new generation of calcium phosphate biomaterials:
The role of phase and chemical compositions. Glass and Ceramics, v. 63, n. 3, p. 99-102,
2006. Disponível em: < http://dx.doi.org/10.1007/s10717-006-0049-1 >.
QING, W. et al. Preparation of hollow hydroxyapatite microspheres. Journal of Materials
Science: Materials in Medicine, v. V17, n. 7, p. 641-646, 2006. Disponível em: <
http://dx.doi.org/10.1007/s10856-006-9227-5 >.

80

RALPH E. HOLMES; LEMPERLE, S. M.; CALHOUN, C. J. Protected Bone Regeneration.
SCIENTIFIC DATA SERIES IN RESORBABLE FIXATION: Medtronic Sofamor Danek: 11
p. 2001.
RATNER, B. D. et al. Biomaterials Science, Second Edition: An Introduction to
Materials in Medicine 2.China: Academic Press, 2004. 864
RAYNAUD, S.; CHAMPION, E.; BERNACHE-ASSOLLANT, D. Calcium phosphate
apatites with variable Ca/P atomic ratio II. Calcination and sintering. Biomaterials, v. 23, n.
4,
p.
1073-1080,
2002.
Disponível
em:
<
http://www.sciencedirect.com/science/article/B6TWB-44HSM83D/2/de46dba323c4f7051378cb99e9a56bd8 >.
RHINELANDER, F. Circulation in bone. In: G, B. (Ed.). The Biochemistry and Physiology
of Bone. 2nd. New York: Academic Press, v.2, 1972. cap. 1, p.2-77.
RIGO, E. C. S. Efeito das Condições de Precipitação sobre as Características de
Hidroxiapatita Precipitada. 1989. (Dissertação de Mestrado). Departamento de Engenharia
de Materiais, Universidade Federal de São Carlos, Sao Carlos -SP.
ROUQUEROL, J. et al. Recommendations for the Characterization of Porous Solids.
IUPAC - Pure & Appl. Chem. Great Britain, p.1739-1758. 1994
SALEH J. et al. Obtenção e avaliação de hidroxiapatita in vivo. XVI Congresso Brasileiro
de Ciência e Engenharia de Materiais. Centro de Eventos da PUCRS - Porto Alegre - RS Brasil: CBECIMAT 2004.
SAMUEL H. BARBANTI, C. A. C. Z.; DUEK, E. A. R. Polímeros Bioreabsorvíveis na
Engenharia de Tecidos. Polímeros: Ciência e Tecnologia. 15: 13-21 p. 2005.
SATO, K. et al. Atomic-Scale 1010 Interfacial Structure in Hydroxyapatite Determined by
High-Resolution Transmission Electron Microscopy. Journal of the American Ceramic
v.
85,
p.
3054-3058,
2002.
Disponível
em:
<
Society,
http://www.ingentaconnect.com/content/amcs/acsj/2002/00000085/00000012/art00028 >.
SHORS, E. C.; HOLMES, R. E. Porous hydroxyapatite In: WILSON, L. L. H. J. (Ed.). An
Introduction to Bioceramics. Singapore: World Scientific Publishing Co. Pte. Ltd., v.1, 1993
cap. 10, p.181-198. (Adv. Ser. Ceram). ISBN 981-02-1400-6.
SIGMA-ALDRICH, B. L. Reagentes Bioquímicos e Kits - Hydroxyapatite. BRASIL, St
Louis, MO, 2002. Disponível em: < http://www.sigma-aldrich.com.br/ >.
SILVA, S. N. D. Avaliação in vitro e in vivo de um fosfato de calcio bifasico e seu uso
para aplicação em recobrimentos sobre substratos de aço inox (AISI 316L) e da liga
Ti6A14V. 2003. Doutorado (Doutor). CPGEM, UFMG, Belo Horizonte.

81

SOMASUNDARAN, P., MARKONOVIC,B. . Interfacial properties of calcium phosphates.
In: AMJAD, Z. (Ed.). Calcium Phosphates In Biological And Industrial Systems. New
York: Amjad, Zahid 1998. cap. 5, p.85-102. ISBN 978-0-7923-8046-7.
STEVENS, M. M.; GEORGE, J. H. Exploring and Engineering the Cell Surface Interface.
Science, v. 310, n. 5751, p. 1135-1138, November 18, 2005 2005. Disponível em: <
http://www.sciencemag.org/cgi/content/abstract/310/5751/1135 >.
SUCHANEK, W. et al. Hydroxyapatite ceramics with selected sintering additives.
Biomaterials, v. 18, n. 13, p. 923-933,
1997.
Disponível em: <
http://www.sciencedirect.com/science/article/B6TWB-3SPKVD3F/2/e0bfbea7e163c3470ec6586d4aa45a7b >.
TAKAGI, S. Structures of biological minerals in dental research Journal of Research of
the National Institute of Standards and Technology HighBea Research, Inc. 2001.
TAO, S. W.; IRVINE, J. T. S. Synthesis and ionic conduction of apatite-type materials.
Ionics,
v.
V6,
n.
5,
p.
389-396,
2000.
Disponível
em:
<
http://dx.doi.org/10.1007/BF02374158 >.
TAS, A. C. A review of bone substitutes in bone remodeling : Influence of materials
chemistry and porosity. Ceramic transactions (Ceram. trans.) ISSN 1042-1122 v. 147, p.
10, 2003. ISSN 1042-1122.
TEMENOFF, J. S.; LU, L.; MIKOS, A. G. Bone-Tissue Engineering Using Synthetic
Biodegradable Polymer Scaffolds. In: DAVIES, J. E. (Ed.). Bone Engineering. Toronto,
Canada: emc square, 2000. cap. 42, p.656. ISBN 0-9686980-0-X.
TRENTZ, O. A. et al. Osteoblasts response to allogenic and xenogenic solvent dehydrated
cancellous bone in vitro. Biomaterials, v. 24, n. 20, p. 3417-3426, 2003. Disponível em: <
http://www.sciencedirect.com/science/article/B6TWB-48KMGS92/2/8c5a1b8b0f95a94c2423c14005da98f1 >.
TROJANI, C. et al. Ectopic bone formation using an injectable biphasic calcium
phosphate/Si-HPMC hydrogel composite loaded with undifferentiated bone marrow stromal
cells. Biomaterials, v. 27, n. 17, p. 3256-3264,
2006.
Disponível em: <
http://www.sciencedirect.com/science/article/B6TWB-4JCCJTT1/2/a83cbaae0230e1bd11bc5a51b839b72d >.
VAZ, G. J. D. O.; CARDOSO, A. V. Porosidade da tíbia boviana após tratamento
térmico. 17o Congresso Brasileiro de Engenharia e Ciencia dos Materiais. Foz do Iguaçu:
CBECIMAT 2006.
VAZ, L.; LOPES, A. B.; ALMEIDA, M. Porosity control of hydroxyapatite implants.
Journal of Materials Science: Materials in Medicine, v. V10, n. 4, p. 239-242, 1999a.
Disponível em: < http://dx.doi.org/10.1023/A:1008910213166 >.

82

______. Porosity control of hydroxyapatite implants. Journal of Materials Science:
1999b.
Disponível em: <
Materials in Medicine, v. 10, n. 4, p. 239-242,
http://dx.doi.org/10.1023/A:1008910213166 >.
WASHBURN, E. W. The Dynamics of Capillary Flow. Physical Review, v. 17, n. 3, p. 273,
1921. Disponível em: < http://link.aps.org/abstract/PR/v17/p273 >.
WEBB, P. A.; ORR, C. Analytical Methods in Fine particle Technology.
Micromeritics Instrument Corp, 1997. 155-191

Norcross:

WIDMAIER, E. P.; RAFF, H.; T, K. Strang Vander's Human Physiology: The Mechanics
of Body Function. McGraw Hill Higher Education, 2005.
WILLIAMS, D. Definitions in Biomaterials. Amsterdam: Elsevier, 1987. 72
WOJCIECH SUCHANEK, M. Y. Processing and properties of hydroxyapatite-based
biomaterials for use as hard tissue replacement implants. Materials Research Society, v. 13,
n.
1,
p.
94-117
January
1998
1998.
Disponível
em:
<
http://www.mrs.org/s_mrs/sec_subscribe.asp?CID=2306&DID=79156&action=detail >.
WOODARD, J. R. et al. The mechanical properties and osteoconductivity of hydroxyapatite
bone scaffolds with multi-scale porosity. Biomaterials, v. 28, n. 1, p. 45-54, 2007.
Disponível
em:
<
http://www.sciencedirect.com/science/article/B6TWB-4KVXHP71/2/8ecb0d5bda09ce263c0cf2b4a7a5aecd >.
XU, H. H. K.; BURGUERA, E. F.; CAREY, L. E. Strong, macroporous, and in situ-setting
calcium phosphate cement-layered structures. Biomaterials, v. 28, n. 26, p. 3786-3796, 2007.
Disponível
em:
<
http://www.sciencedirect.com/science/article/B6TWB-4NTRT4N1/2/3fb0892e27c605b17db7584dec544505 >.
YOUNG, R. A. Implications of Atomic Substitutions and Other Structural
Details in Apatites. J Dent Res, v. 53, n. 2, p. 193-203, 1974.
______, Ed. The Rietveld Method Oxford University Press, p.312, Reprinted ed. 1996.

83

Anexos

84

Anexo I - Diagramas de fase para o sistema binário CaO-P2O5 e sistemas
com introdução de álcalis.

Figura A: Sistema CaO-P2O5. C2P =Ca2P2O7, C3P = Ca3P2O8, C4P = Ca4P2O9. H. MargorMarette and P.V.Riboud, 1966, in LEVIN, E. M; ROBBINS, C. R; MCMURDIE, H. F. Phase
diagrams for ceramists: Supplement. Columbus: American Ceramic Society, c1969. 625p.

85

Figura B ­, C = CaO, P = P2O5. J.H. Welch e W. Gult, 1961 in Leving, E. M., C. R. Robbins,
et al., Eds. Phase Diagrams for Ceramists: The American Ceramic Society.INC, v.1ed. 1964

86

Figura C ­ Sistema CaO ­ P2O5. TROMEL, G., (1943) e HILL, W.L., FAULST, G.T. e
REYNOLDS, D.S., (1944) in LEVING, E. M., ROBBINS, C. R., et al., Eds. Phase Diagrams
for Ceramists: The American Ceramic Society.Inc, v.1ed., 1964

87

Figura C ­ Sistema KPO3-Ca(PO3)2. R. Andrieu e R. Diament, (1964) in LEVIN, E. M;
MCMURDIE, H. F. Phase diagrams for ceramists, v 3, 1975.

88

Figura D ­ Sistema CaO-MgO-P2O5 a 1000 ºC. ROTH, R. S; NEGAS, T., COOK, L. P. Phase
diagrams for ceramists, v.4, Ohio: c1981.

89

Figura F - Diagrama indexado do sistema Na2O-CaO-P2O5 , Berak, J., Znamierowska, T.,
(Ed), Pol. J. Chem. P 46, 1972 in LEVIN, E. M.; MCMURDIE, H. F. Phase diagrams for
ceramists, v3, 1975.

90

Figura G ­ Mardirosova,I.V e Bukhalova, G.A., Russ. J. Inorg. Chem., v11, 1966 in LEVIN,
Ernest M; MCMURDIE, Howard F. Phase diagrams for ceramists, v 3, 1975

91

Anexo II - Fabricação de cadinhos de alumina pelo processo de colagem.
Os moldes dos cadinhos foram fabricados em gesso com uso de fôrmas plásticas e deixados
em estufa da FANEM, modelo 315 SE, a 50 ºC por 24 horas. Os cadinhos foram fabricados
pelo processo de Colagem, descrito em "Cadinhos de alumina para fusão de vidro"
(D'alcantara, 2003), e sinterizados à temperatura de 1500 ºC e com taxa de aquecimento de 5
ºC./min, em forno da marca Analógica AN-1600, com elementos de aquecimento a base de
molibdênio (MoSi2), fornecidos pela Zircar.
Tabela ­ Quantidade dos materiais usados para formar a suspensão de 300ml - método
de colagem.
Materiais
Fornecedor
Para suspensão de 300 ml

Dispex A40 ­(dispersante eletroestérico)

CIBA

5,4 ml

H2O destilada

Lab. Cetec

174,6 ml

ZrO2

Z-Tech Corpotation

23,76 g

Al2O3 ­ A300FL (TM=2,8 µm)

Alcoa

451,44 g

92