The concept of mindfulness

Este capítulo trata da apresentação dos resultados de uma pesquisa criteriosa que foi realizada entre as principais bases de dados, em busca das informações publicadas e divulgadas, por escrito, relacionadas ao desenvolvimento, à classificação e à resistência à corrosão das ligas metálicas titânio – zircônio, obtidas por processo de fundição e das suas aplicações como biomateriais, especialmente, nos últimos cinqüenta anos. Facilmente, se evidencia a importância destas ligas para o desenvolvimento da ciência dos materiais e conseqüentemente, para o emprego nobre como biomateriais.

3.1 - Considerações Gerais na Seleção das Ligas Metálicas Para Biomateriais Entre as citações apresentadas tem-se segundo Da Silva 35 que dentre os elementos responsáveis pela obtenção de resultados satisfatórios em uma cirurgia de implante, deve ser considerada a resposta biológica que no caso de metais, está associada com as posições dos elementos químicos na tabela periódica e com os seus pesos atômicos. Os elementos do Grupo II mostram acentuadas citotoxicidade, ao passo que os elementos dos Grupos IV e VI não mostram toxicidade nem irritação. Os metais de baixo peso atômico dentro de um grupo possuem alta citotoxicidade, irritabilidade e potencial carcinogênico, ao passo que os metais de mais alto peso atômico dentro do mesmo grupo são inertes.

Em 1996, Kovacs e Davidson 36 desenvolveram pesquisas físicas e eletroquímicas relacionadas com a solubilidade, passividade e biocompatibilidade das ligas de titânio. Eles depois usaram estes princípios para demonstrarem que Nb, Zr e Ta são elementos de liga apropriados e estes três elementos mais o Ti são elementos indispensáveis na composição dos biomateriais, com a mínima habilidade biológica e atividade eletrocatalítica devido as suas camadas de óxidos passivadas que possuem solubilidade extremamente baixa e alta capacidade protetora.

O titânio comercialmente puro, o nióbio e o tântalo são conhecidos por serem bioreativos. Outros materiais como os aços inoxidáveis, ligas Cr-Co-Mo, óxidos de alumínio e zircônio, ligas de titânio, dentre outros, demonstraram menores aceitabilidades no leito ósseo e são questionáveis quanto as suas funções por longo prazo. De um modo geral, as ligas metálicas são menos aceitas como biomateriais

devido à possibilidade de liberação de íons que podem causar efeitos colaterais locais ou sistêmicos 36,37.

Em 1998, David H. Kohn, 38 fez citações referentes aos desenvolvimentos da época sobre os biomateriais metálicos, os quais estavam situados em quatro grandes categorias: Modificações de superfícies para aumentar interações célula - superfície e adaptação biológica, incluindo estratégias de modificações morfológica e química; Decomposições de metais incluindo mecanismo de corrosão e uso, tanto quanto estratégias para garantirem maior resistência a estes desgastes; Reação biológica de metais na célula e em níveis moleculares; Elaboração de novas ligas metálicas e designes. Os metais utilizados em ortopedia e em implantodontia dominam a classe de materiais bioreativos. No entanto, a maioria dos biomateriais metálicos não é bioreativa, ficando mais próxima à classe dos materiais bioinertes 35.

A biocompatibilidade dos metais e ligas é baseada na formação de uma camada fina e aderente de óxido estável 39.

O titânio 40 é considerado o metal mais adequado para aplicações “in vivo” devido a sua excelente biocompatibilidade 41. Como resultado, titânio e suas ligas têm sido usados extensivamente nas ultimas décadas como materiais para implantes ortopédicos, implante dentário e outros dispositivos médicos.

O titânio é um metal relativamente novo para uso em fusão de próteses dentárias, principalmente devido às dificuldades tecnológicas em efetuar a sua fusão. Titânio comercialmente puro (cp) tem sido usado por profissionais da área odontológica por mais de uma década para preparação de coroas e pontes, e em restaurações do tipo metal-ceramica 42.

Cada classe de metal deve ter sua composição química bem controlada a fim de que não haja degradação química da camada de óxido nem das propriedades mecânicas do metal ou liga metálica.35

Os principais metais utilizados como biomateriais são divididos em três classes: ligas ferrosas (aços inoxidáveis), ligas à base de cobalto e ligas à base de titânio. Os materiais bioinertes ou biotoleráveis 39 são aqueles que não interagem com o meio biológico, isto é, não sofrem rejeição e durante toda a vida do implante mantêm suas propriedades físicas e mecânicas. Os materiais bioativos 39 são aqueles que interagem com os tecidos adjacentes de forma semelhante à da parte natural que eles substituem, ou seja, desenvolvem ligações químicas com o tecido adjacente auxiliando no processo de união e fixação do implante.

Os metais classificados como bioreativos 35,39 ficam no limite entre os materiais bioinertes e os bioativos. Esses metais adquirem bioatividade após um tratamento de ativação de superfície do seu óxido. São eles o titânio, o nióbio e o tântalo.

Biocompatibilidade35,39 é um tipo de teste que avalia efeitos patológicos locais sobre o tecido vivo, tanto no nível macro como microscópico, da amostra ou produto final que é implantado cirurgicamente ou introduzido no tecido ou região de interesse. A biocompatibilidade de um material para implante é ótima se o material proporciona a formação de tecidos normais na sua superfície e, adicionalmente, se ele estabelece uma interface contínua capaz de suportar as cargas que normalmente ocorrem no local da implantação.

Halleydemoulin, Ciosmak e Lallemant 65 desenvolveram o estudo da morfologia e as análises de fase das camadas dos óxidos geradas pelos processos de oxidação de várias ligas Zr-Ti juntamente com as cinéticas das reações de oxidação. Assim, foi possível acessar o caminho das reações das ligas para a oxidação dependendo da sua composição – para a faixa de composição que varia de titânio puro a zircônio puro. Como resultados surgiram as reações de oxidação de ligas com 30 a 80% de zircônio que foram observadas com acompanhamento da destruição da morfologia.

Através dos estudos de oxidação das ligas Ti-Zr e da cinética destas reações Halleydemoulin, Ciosmak e Lallemant66 observaram, também que acontece uma total destruição das amostras das ligas que contem mais do que 30% de Zr. E o estudo da oxidação da liga Ti-48Zr mostrou que a destruição das amostras pode ser explicada por dois fatores: a formação de escamas porosa compostas principalmente de TiZrO4 e a presença da fase beta, no substrato, em temperaturas

maiores que 600°C.

Com o objetivo de conhecer as variações nas superfícies do sistema das ligas de Ti-Zr Hanawa, Okuno e Hamanaka67 desenvolveram o trabalho de pesquisa com as amostras das ligas Ti-25Zr, Ti-50Zr, Ti-60Zr, e Ti-75Zr (em % de massa) e Ti e Zr metálicos, as quais foram polidas e imersas em uma solução eletrolítica que continha íons inorgânicos presentes no sistema biológico e foram colocadas em garrafas seladas, por períodos com duração de 1 hora, 1dia e 30 dias. Antes e depois da imersão, as amostras foram lavadas e caracterizadas usando Espectroscopia Fotoelétrica de Raios-X (SPX) e foram obtidos os seguintes

resultados: os dados do SPX revelaram que as proporções das concentrações relativas de Ti para aquelas de Zr nas superfícies foram quase a mesma d’aquelas nos volumes; na camada de óxido superficial, Ti e Zr estavam uniformemente distribuídas ao longo de toda espessura desta camada; as espessuras dos óxidos superficiais das ligas antes da imersão aumentaram com o aumento do teor de Zr nas ligas; o estado químico de Zr foi mais estável que o de Ti na camada de óxido superficial; na camada superficial das ligas, o inicio da oxidação geral procedeu-se pela imersão e depois ocorreu hidroxidação; fosfato de cálcio somente foi formado sobre Ti-25Zr imerso por 2,6 minutos e Ti metálico onde fosfatos de titânio e/ou fosfatos de zircônio foram formados sob outras condições. Segundo Petit, Chatainier e Dabosi68 as pesquisas de inibidores de corrosão efetivos para titânio e zircônio em meio ácido estão crescendo devido ao considerável aumento no uso destes materiais em equipamentos para processos químicos. Dos resultados de um trabalho de pesquisa eles concluíram que a velocidade de corrosão do titânio pode ser diminuída pela introdução no meio de íons multivalentes, oxidantes inorgânicos e orgânicos.

Deverá ser tomado cuidado para manter a concentração dos íons multivalentes no nível excedente de alguns valores críticos, caso contrário, a velocidade de corrosão aumenta.

A corrosão muito rápida de titânio e zircônio em meio fluoreto poderia ser diminuída pela formação de complexos destes elementos com os íons fluoretos.

Embora, raramente encontrado, a corrosão localizada poderia ser evitada pelo uso de inibidores.

Em alguns casos, bons inibidores de corrosão do titânio são aceleradores de dissolução para o zircônio.

Segundo Black e Wagner 70,71 concluíram que existem motivos de se preocupar em desenvolver estudos sobre a biocompatibilidade dos íons, alumínio e vanádio, liberados da liga Ti-6Al-4V usada em ortopedia por muitos anos. Estas conclusões incentivaram Lemons e Lucas 69 a desenvolverem um estudo para testar as ligas de titânio sem alumínio e vanádio, originalmente desenvolvidas para aplicações ortopédicas, em substituição da liga Ti-6Al-4V. Porém, ainda não foi concluído.

Como resultados das ligas de titânio testadas por Semlitsch, Staub e Weber 72 foi concluído que Ti-6Al-7Nb apresenta fase Į + ȕ similar a Ti-6Al-4V.

Contudo, segundo Davidson, Mishra, Kovacs e Poggie 73 uma outra liga “perto - ȕ”, Ti-13Nb-13Zr, foi desenvolvida como uma liga de implante de módulo de elasticidade baixa e foi considerada por ter resistência a corrosão superior a Ti-6Al- 4V. Então, Okabe, Watanabe, Watanabe e Cai 74 produziram fusões sucessivas destas ligas usando um cadinho de revestimento a base de MgO em uma máquina de fusão de titânio para odontologia.

Muitos estudos foram publicados sobre a corrosão de ligas de titânio, tal como o feito por Solar et al 75 para caracterização do filme passivo superficial formado sobre Ti-6Al-4V em solução de Ringer. A passividade foi observada sobre a faixa de potencial de – 400 a + 1400 mV versus SCE (eletrodo de calomelano) sem quebra do filme de passivação. A pulsação das técnicas de capacitância potencioestatica e as analises de espectroscopia eletrônica de Auger das amostras depois dos testes de corrosão indicaram que a reação eletroquímica ocorrida sobre a superfície foi o crescimento de um filme passivo.

Já, Speck e Fraker 76 conduziram a polarização anódica potencioestatica de zero mV (SCE) até a quebra do potencial sobre várias ligas em solução de Hank e a liga Ti-6Al-4V mostrou uma larga região passiva e uma quebra de potencial em torno de + 2000 mV (SCE) com uma densidade de corrente passiva principal em torno de 0,1 µA/cm2.

Em um estudo sobre ligas ortopédicas desenvolvido por Semlitsch, Weber, Streicher e Schön 77, o comportamento quanto a corrosão foi examinado em uma solução de Ringer desaerada por polarização anódica de zero mV até + 2200 mV (SCE). A passividade foi observada sobre Ti-6Al-7Nb, Ti-6Al-4V e titânio-cp com a densidade de corrente passiva principal em torno de 10 µA/cm2.

Em um outro estudo recente realizado por Khan, Williams e Williams 78, o comportamento quanto à resistência à corrosão de várias ligas ortopédicas foi pesquisado em uma solução (fosfato – tamponada) salina com vários componentes protéicos e valores de pH. Os resultados mostraram que um aumento no valor do pH tinha um efeito maior sobre a corrosão de Ti-6Al-4V e Ti-6Al-7Nb do que sobre o Ti- 13Nb-13Zr, e que a adição de proteína para o meio reduziu a influencia do pH. O estudo sugeriu que proteínas no ambiente interagem com o processo de repassivação sobre as superfícies da liga. Enquanto a corrosão destas ligas ortopédicas tem sido estudada, o comportamento eletroquímico destas ligas no ambiente oral não está disponível.

De acordo com o publicado no Guia Técnico79, a natureza quimicamente ativa de titânio em elevadas temperaturas resulta em uma estrutura superficial característica sobre o titânio fundido, pois, titânio fundido reage com o revestimento do cadinho durante a fusão e desta reação cria uma camada endurecida sobre a superfície de titânio fundida.

Conforme Hautaniemi, Hero e Juhanoja 80,81,esta camada se forma como um resultado da difusão de O, H e N dentro do lugar intersticial da rótula de titânio.

Segundo resultados de várias publicações(82-85), a camada fica entre 150 e 200 µm de espessura sobre o titânio-cp fundido dentro de vários revestimentos de base-óxida. Miyakawa et al 82 propõem que esta camada se forme através da decomposição dos óxidos do revestimento e difusão dos elementos resultantes dentro do material fundido. Comparado ao volume de metal por baixo da superfície, a camada da reação superficial em cima do titânio fundido aumentou a dureza e reduziu o alongamento.

Conforme resultados apresentados por Okabe, Watanabe, Watanabe e Cai 74quando Ti-6Al-4V, Ti-6Al-7Zr, e Ti-13Nb-13Zr foram fundidos dentro de um revestimento a base de MgO, foram observadas formações de estruturas de reação superficial similar àquela observada sobre titânio-cp, a qual foi considerada segundo Okabe e Hero 42 como sendo uma estrutura indesejável para materiais em aplicações odontológicas.

Vários estudos têm sido publicados sobre a corrosão de titânio fundido, tal como o desenvolvido por Dói et al 86, titânio-cp foi fundido dentro de um cadinho com revestimento de SiO2 ligado a fosfato. A camada da reação foi menos que 100 µm

de espessura. A superfície fundida, com a intacta estrutura da reação, mostrou a resistência à corrosão muito pobre. Superfície jateada de areia e polida onde a estrutura superficial da reação foi removida mostrou comportamento similar, embora à densidade de corrente da superfície jateada de areia fosse quase dez vezes maior. Resultados similares foram também reportados por Géis-Gerstorfer 87.

Em um outro estudo sobre corrosão de titânio fundido em solução de NaCl 1% 88, superfícies jateadas de areia mostraram uma reduzida região de passividade e um considerável aumento na densidade de corrente passiva.

Já em um outro estudo desenvolvido por Cai et al 89, as reações de corrosão das amostras do titânio fundido e tratado com vários tipos de acabamentos de superfície foram comparadas em uma saliva artificial. Foi concluído que a

rugosidade superficial é um fator mais notável sobre o comportamento de polarização anódica de titânio-cp do que a reação da camada superficial. Rugosidade de superfície e a presença da camada da reação superficial ambos contribuem para a dissolução do titânio.

4 PROCEDIMENTO EXPERIMENTAL