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Comissão Nacional de Energia Nuclear
CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR
Programa de Pós-graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais
Caracterização da superfície de implantes odontológicos a base de titânio
Guilherme Augusto Alcaraz Castilho
Dissertação apresentada ao Curso de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações,
Minerais e Materiais, como requisito parcial à obtenção do Grau de Mestre
Área de concentração: CTMA Ciência e Tecnologia dos Materiais
Orientador: Prof. Dr. Maximiliano Delany Martins
Belo Horizonte - MG
2006
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ATA DA COLAÇÃO
À Odontologia, ciência moderna, que busca a prevenção e cura das doenças da
boca sem esquecer do bem estar e desenvolvimento do ser humano.
Agradecimentos
Ao Dr. Maximiliano Delany Martins, por incentivar-me a cursar o mestrado,
pela orientação e o precioso tempo dedicado a este trabalho. Agradeço pela
oportunidade de ter vivenciado uma experiência de crescimento pessoal capaz de gerar
benefícios para a coletividade.
Ao Programa de Pós-graduação do CDTN que abriu as portas para um aluno
incomum ao universo convencional do curso.
A todos os colegas do Laboratório de Física Aplicada, em especial Renato e
Éden, pela convivência.
À Edésia, Viviane e Andreza pela disponibilidade e presteza para a realização
do teste de bioatividade.
A meus pais e minha irmã pelo apoio.
Na ciência:
“É verdade que não podemos encontrar a pedra filosofal, mas é bom que ela seja
procurada. Procurando-a, encontramos muitos segredos que não procurávamos.”
Fontenelle
Na vida:
“A cada dia que vivo, mais me convenço de que o desperdício da vida está no amor
que não damos, nas forças que não usamos, na prudência egoísta que nada arrisca, e
que, esquivando-nos do sofrimento, perdemos também a felicidade. A dor é inevitável.
O sofrimento é opcional.”
Carlos Drummond de Andrade
RESUMO
Caracterização da Superfície de Implantes Odontológicos a Base de Titânio
A especialidade odontológica da implantodontia tem por fundamento a implantação de
artefatos metálicos, normalmente feitos de titânio comercialmente puro, para a substituição de
elementos dentais perdidos. O titânio apresenta características favoráveis como biomaterial e
os implantes odontológicos atuais apresentam alto índice de sucesso devido à capacidade de
osseointegração, que é a união entre o osso e o implante sem interposição de tecido fibroso.
Três dos maiores fabricantes nacionais de implantes foram escolhidos para
participarem do estudo. Um quarto fabricante, estrangeiro, foi escolhido para participar do
trabalho como padrão de comparação. Cada fabricante teve três amostras de um modelo de
acabamento superficial liso (usinado) e três amostras de um modelo de acabamento
superficial poroso analisadas.
O estudo da composição química superficial e da morfologia dos implantes foi
realizado utilizando-se espectroscopia de elétrons excitados por raios X (XPS), microscopia
eletrônica de varredura (MEV) e análise de microssonda. A superfície dos implantes é
composta basicamente por titânio, oxigênio e carbono. Alguns contaminantes comumente
encontrados na superfície de implante foram verificados nas amostras, mas nenhum
contaminante indesejado foi verificado neste estudo. A camada superficial de óxido é
composta principalmente por dióxido de titânio (TiO
2
), outros óxidos como TiO e Ti
2
O
3
também foram encontrados em menor quantidade. O carbono encontrado na superfície foi
atribuído aos processos de fabricação a que os implantes são submetidos pelos fabricantes. Os
outros elementos encontrados na superfície, nitrogênio, fósforo e silício, aparecem em
pequena concentração. Não foi percebida discrepância entre as composições superficiais dos
implantes nacionais e importados.
As imagens de microscopia eletrônica realizadas em diferentes aumentos, de 35 a
3500, revelaram características semelhantes entre os implantes de acabamento superficial liso,
com marcas de estriações causadas pelo processo de usinagem. Nos implantes de acabamento
superficial poroso, a morfologia variou para todos os modelos estudados, este fato foi
atribuído aos diferentes métodos utilizados por cada fabricante para a modificação da
superfície.
Os implantes foram submetidos a um teste de bioatividade em solução de SBF para
verificar a formação de uma camada de hidroxiapatita na superfície. As amostras foram
divididas em três grupos e deixadas em solução a 37° C por 7, 14 e 21 dias. Após serem
removidos da solução a análise de XPS foi novamente realizada e logo depois a superfície dos
implantes foi submetida à análise por microssonda. O XPS acusou a presença de alguns
componentes da solução SBF na superfície das amostras. No entanto, a análise de
microssonda não revelou a formação de uma camada de hidroxiapatita e sim a deposição de
cristais de NaCl em alguns implantes.
ABSTRACT
Surface Characterization of Titanium Based Dental Implants
Dental implantology uses metallic devices made of commercially pure titanium in
order to replace lost teeth. Titanium presents favorable characteristics as biomaterial and
modern implants are capable of integrate, witch is the union between bone and implant
without fibrous tissue development.
Three of the major Brazilian implant manufacturers were chosen to join the study. A
foreign manufacturer participated as standard. The manufacturers had three specimens of each
implant with two different surface finishing, as machined and porous, submitted to analysis.
Surface chemical composition and implant morphology were analyzed by X-ray
photoelectron spectroscopy (XPS), scanning electron microscopy (SEM) and microprobe.
Implant surface is mainly composed of titanium, oxygen and carbon. Few contaminants
commonly present on implant surface were found on samples. Superficial oxide layer is
basically composed of titanium dioxide (TiO
2
), another oxides as TiO and Ti
2
O
3
were also
found in small amount. Carbon on implant surface was attributed to manufacturing process.
Nitrogen, Phosphorous and Silicon appeared in smaller concentration on surface. There was
no surface discrepancy among foreign and Brazilian made implants.
SEM images were made on different magnification, 35 X to 3500 X, and showed
similarity among as machined implants. Porous surface finishing implants presented distinct
morphology. This result was attributed to differences on manufacturing process.
Implant bioactivity was accessed through immersion on simulated body solution
(SBF) in order to verify formation of an hidroxiapatita (HA) layer on surface. Samples were
divided on three groups according to immersion time: G1 (7 days), G2 (14 days), G3 (21
days), and deep in SBF solution at 37° C. After being removed from solution, XPS analyses
were made and then implants have been submitted to microprobe analysis. XPS showed some
components of SBF solution on sample surface but microprobe examinations did not
confirmed the formation of HA layer. However, it was observed NaCl crystals on some
implant surface.
SUMÁRIO
1. INTRODUÇÃO................................................................................................ 10
2. DESCRIÇÃO DAS TÉCNICAS EXPERIMENTAIS...................................... 18
2.1. Espectroscopia de Fotoelétrons Excitados por Raios X (XPS) ......... 18
2.2. Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV) e Microssonda............ 22
2.3. Teste de Bioatividade......................................................................... 25
3. METODOLOGIA............................................................................................. 27
3.1. Seleção das Amostras......................................................................... 27
3.2. Análise por XPS................................................................................. 28
3.3. Análise por MEV............................................................................... 30
3.4. Teste de Bioatividade (SBF).............................................................. 30
3.5. Análise por Microssonda................................................................... 31
4. RESULTADOS................................................................................................ 32
4.1. Espectroscopia de Fotoelétrons Excitados por raios X..................... 32
4.2. Microscopia Eletrônica de Varredura............................................... 46
4.3. XPS e Microssonda após o Teste de Bioatividade............................. 51
5. CONCLUSÃO................................................................................................ 57
6. REFERÊNCIAS.............................................................................................. 59
7. APÊNDICE: ARTIGO PUBLICADO............................................................ 63
1. INTRODUÇÃO
Muitos profissionais que exercem a clínica odontológica passam a maior parte do
tempo substituindo a estrutura dental parcialmente destruída. Entretanto, quando um ou mais
elementos são completamente perdidos, esses profissionais têm a opção de recorrer à
implantação, no osso remanescente, de um artefato feito de material alógeno. Neste implante
é fixado um elemento dental para restituir as funções mastigatória e fonética, além de
recompor a estética e proporcionar contorno facial adequado.
O desejo de prover um substituto para um dente inteiro ou mesmo a reposição de toda
uma arcada começou na era das civilizações antigas e tem registros de até 4000 anos. Indícios
desta prática já foram detectados entre os chineses antigos, na civilização egípcia e entre os
incas. Nestes casos, foram rotineiramente empregados materiais como ouro e marfim, com a
finalidade de repor o dente. Em tempos mais modernos, outros materiais foram empregados
para substituir as raízes dos dentes naturais, com vários graus de sucesso. Metais como
platina, chumbo, prata, aço, ligas de cobalto e titânio já foram utilizados como implantes em
associação com componentes protéticos que continham porcelana, carbono, safira, alumina,
fosfatos de cálcio e resina acrílica odontológica [1-3].
Comparados a materiais cerâmicos e poliméricos, os materiais metálicos possuem a
fabulosa capacidade de suportar estresse sob tensão, que no caso de certas ligas podem atingir
valores muito altos e possuírem natureza dinâmica. Esta é a razão pela qual metais e ligas
metálicas, fortes o suficiente para resistir a altas cargas sem fraturar por fadiga, são muito
utilizados para reconstruções de partes ausentes do esqueleto, situação em que é esperada
grande sobrecarga. Exemplos de substitutos típicos que ilustram esta situação e consagram os
metais como biomateriais são articulações de joelho, de bacia, implantes dentários, parafusos
de osteossíntese entre outros. Os materiais metálicos também são usados para fabricar
artefatos puramente funcionais, aproveitados em situações que não oferecem desafios de
carga, como válvulas, marca-passos cardíacos, componentes de bombeamento etc. [4].
Nos primórdios da implantologia odontológica foram usados implantes orais de
variados tipos, feitos de diferentes materiais, que tinham como ponto em comum
documentação clínica precária. Seus fabricantes prometiam sucesso clínico apesar da falta de
acompanhamento dos casos ao longo do tempo, por isso, universidades com boa reputação e
tradição científica não recomendavam seu uso.
Em 1952, Per-Ingvar Brånemark e colaboradores na Universidade de Göteborg na
Suécia iniciaram os estudos sobre o desenvolvimento de um sistema de implante inovador que
dependia de uma ancoragem direta no osso - denominada osseointegração – e, em 1965, o
primeiro implante deste sistema foi colocado em um paciente sueco [5]. O fenômeno de
osseointegração não teve aceitação imediata. A idéia recorrente era a de que o implante oral
intraósseo estaria envolvido em tecidos moles mesmo que sua fixação parecesse firme.
Portanto, segundo este pensamento, a estrutura implantada nunca estaria tão fortemente
ancorada nos tecidos do hospedeiro quanto imediatamente após sua inserção em osso [6].
Experimentos realizados em animais no laboratório de Brånemark indicaram claramente que a
ancoragem direta do implante ao tecido ósseo seria possível seguindo-se um protocolo
cirúrgico definido [7, 8]. A comunidade científica continuava cética quanto ao fenômeno de
osseointegração apesar dos trabalhos que vinham sendo desenvolvidos pela equipe de
Brånemark.
Utilizando-se de técnicas especiais recém-desenvolvidas para estudar lâminas,
Schoereder e colaboradores [9] cortavam o osso não descalcificado juntamente com o
implante, sem causar a separação da ancoragem. Com este trabalho, eles conseguiram
demonstrar o contato direto entre o osso e o material implantado. A partir daí foi difundida a
idéia de que a osseointegração representa uma conexão direta entre o osso e o implante sem a
interposição de camadas de tecidos moles. Tal idéia foi definida por Zarb e Albrektson [10]
como sendo o processo pelo qual a fixação rígida clinicamente assintomática de materiais
aloplásticos é realizada e mantida, no osso, durante cargas funcionais.
A figura 1.1 mostra um esquema da interface entre implante e osso e suas
modificações ao longo do tempo.
Figura 1.1 - esquema da interface entre implante e osso e suas modificações ao longo
do tempo.
Jokstad e colaboradores [11], em estudo realizado no ano de 2003, concluíram que
mais de dois mil tipos de implantes modernos, variando em forma, material, dimensão e
propriedades de superfície, estavam disponíveis no mercado mundial, fabricados em
diferentes países por diversas empresas. Um número cada vez maior de implantes dentais e
ortopédicos é colocado em pacientes todos os anos. Esta prática teve sua expansão baseada
nos estudos de Brånemark e colaboradores, que introduziram para uso na reabilitação oral os
implantes odontológicos feitos de titânio comercialmente puro, com roscas na superfície e
ancorados ao osso por meio da osseointegração [12].
O titânio e suas ligas figuram hoje entre os materiais mais utilizados para implantes,
particularmente para uso odontológico e ortopédico. Este metal tem uma combinação
favorável de propriedades intrínsecas que o torna apropriado para o uso em aplicações
biomédicas. O baixo peso específico faz do titânio um material mais leve que as ligas usuais
de aço cirúrgico. A boa relação entre peso e resistência mecânica oferece a possibilidade de
fabricação de artefatos leves e fortes. O módulo de elasticidade do titânio é mais próximo ao
do osso que o de outros metais, isto permite melhor distribuição das cargas mastigatórias.
Além dessas características, o titânio apresenta altíssima resistência à corrosão e excelente
biocompatibilidade [13, 14].
Em um estudo in vivo comparando superfícies de mesma rugosidade, na escala de 10
ȝm, foi possível observar maior formação de osso ao redor de implantes feitos de titânio do
que ao redor de fixações de outros materiais como zircônio e ouro [15]. Experimentos como
este último reforçam a idéia de que os implantes de titânio são capazes de interagir de maneira
mais favorável com os tecidos hospedeiros que implantes feitos de outros materiais. As
características da superfície dos implantes de titânio, atual material de escolha para a
fabricação de implantes odontológicos, são particularmente relevantes porque o primeiro
contato dos fluidos corpóreos com o material artificial implantado se dá pela superfície.
Interações moleculares que levam a uma cadeia de reações entre o implante, os fluidos e as
células teciduais circundantes acontecem a partir deste contato. Depois de uma implantação
bem sucedida ocorre o crescimento de tecido ósseo ao longo de grande parte da superfície do
titânio [16, 17]. Em termos de biocompatibilidade, é necessário que o implante não provoque
nenhuma reação que promova a diferenciação do tecido original que o circunda. No caso dos
implantes de titânio esta situação é experimentada freqüentemente [18]. A capacidade de
osseointegração já foi definida anteriormente e está relacionada com a manutenção no osso de
uma fixação rígida capaz de suportar cargas. Para isso o implante conta com a interface
titânio-osso. Ela é responsável por transferir segura e efetivamente a carga vinda do implante
para o osso, fazendo com que os mecanismos que regulam a união implante-osso se adaptem
ao processo convencional de modelamento e remodelamento ósseo [7].
Estudos sugerem que três aspectos específicos da superfície interferem na resposta de
integração óssea do implante, o filme de óxido de titânio na superfície do implante, a
morfologia da superfície e também a composição superficial e contaminação por elementos
exógenos [19, 20].
Quanto ao filme de óxido, sabe-se que a capacidade de osseointegração apresentada
pelos implantes de titânio é intimamente relacionada à presença de uma densa e resistente
camada de filme óxido na superfície, formada espontaneamente quando este metal é exposto
ao ar ou à água. Esta camada, chamada apassivadora, comum em alguns metais, é diretamente
responsável por proteger o metal subjacente de oxidação ou corrosão [21]. A camada
apassivadora dos implantes de titânio, quando exposta ao meio tissular que contêm fluidos de
alta capacidade corrosiva, apresenta pouquíssima dissolução. Tal comportamento define uma
concentração extremamente baixa de produtos de corrosão do titânio nos tecidos [22].
Segundo Healy e Ducheyne [23], a espessura e estabilidade da camada de óxido são
importantes fatores relacionados ao desempenho dos implantes como biomaterial, pois
corrosão e liberação de íons para o tecido circunvizinho são indesejáveis. Isto pode causar
reações do organismo que prejudicam a osseointegração.
A morfologia da superfície dos implantes é capaz de influenciar no crescimento de
células derivadas do tecido ósseo humano. Estudos mostram que a criação de rugosidades em
um implante pode aumentar a adesão, proliferação e a diferenciação de células ósseas em sua
superfície [24, 25, 26]. No entanto, a rugosidade da superfície não favorece a proliferação
óssea na mesma proporção do tamanho das irregularidades criadas, pois superfícies jateadas
com partículas maiores que 300 ȝm não foram capazes de aumentar a adesão inicial de células
quando comparadas às superfícies jateadas com partículas entre 63 µm e 90 µm. Sabe-se que
os implantes com superfície rugosa apresentam maior força para remoção por torque do que
os lisos [27]. Um estudo estabeleceu que valores ótimos de rugosidade para incorporação
óssea do implante são criados por jateamento com partículas de tamanho entre 25 ȝm e 75 ȝm
[28]. Tentativas de melhoria do desempenho dos implantes, principalmente nos locais de osso
de baixa qualidade, onde a taxa de insucesso é maior [29, 30], incentivaram o
desenvolvimento de diversos implantes com superfícies variadas. Uma revisão de literatura
sobre estudos dos tratamentos de superfície de implantes odontológicos relata uma polêmica
sobre qual tipo de textura de superfície seria considerada ideal para uma melhor
osseointegração [31]. Nesta revisão é citado um grande número de texturas reproduzidas
sobre implantes de titânio comercialmente puro, tais como: usinada, torneada ou lisa;
submetida a ataque ácido; jateada com partículas de TiO
2
e Al
2
O
3
, com vários tipos de
rugosidade, de acordo com o tamanho das partículas e superfície jateada com plasma spray de
titânio (TPS).
Jones [32], em uma revisão criteriosa da literatura reafirma a importância da
morfologia de superfície e ressalta que, apesar dos estudos relacionados não apresentarem
detalhes do processo da resposta biológica, a osseointegração é afetada pela presença de
impurezas e por diferenças sutis na composição química superficial. Taborelli e colaboradores
[33] estudaram as propriedades de superfícies de titânio tratadas com o objetivo de se obter
uma melhor morfologia. A composição química superficial foi analisada pela técnica de AES
(do inglês “Auger Electron Spectroscopy”). A rugosidade e o molhamento superficial também
foram avaliados. Todas as amostras apresentaram óxido de titânio com traços de carbono,
enxofre, silício e cálcio em suas superfícies. Amostras tratadas com ácido traziam uma
camada rica em hidrogênio abaixo da camada superficial de óxido. O índice de molhamento
superficial indicou que todas as superfícies apresentavam caráter hidrofóbico em diferentes
graus, com um ângulo de contato um pouco maior para as amostras tratadas com ácido. Os
autores concluíram que, embora a escolha do tratamento superficial naturalmente influencie a
rugosidade, a composição química e o molhamento superficial são mantidos semelhantes aos
apresentados pela camada de óxido nativa. Apesar das propriedades apresentadas pelo titânio
favorecerem a osseointegração, estudos também mostraram que os processos industriais aos
quais ele é submetido para a obtenção dos implantes, tais como tratamentos térmicos,
mecânicos ou químicos, influenciam na composição e na estrutura da camada de óxido,
afetando a biocompatibilidade [15, 21, 34]. Por isso, o processo de fabricação é muito
importante e deve ser atenciosamente monitorado. A importância da superfície é reafirmada
por Silva e colaboradores [35]. Este trabalho traz uma revisão que lista uma série de critérios
de tratamentos e resultados de estudos utilizando implantes unitários restaurados
imediatamente. Os autores concluíram que a técnica de restauração imediata proporciona
resultados a curto e médio prazo semelhantes aos implantes unitários tratados em dois
estágios, desde que seguidos alguns critérios, entre eles o uso de implantes com superfície
tratada, pois este tipo de superfície favorece o crescimento ósseo. Sitting e colaboradores [36]
observaram que mesmo um único tipo de material, o titânio comercialmente puro, apresenta
diferenças na integração dependendo da qualidade da superfície. Tais resultados confirmam a
importância das propriedades químicas e morfológicas da superfície de um implante para a
osseointegração.
A capacidade de integração do implante ou a falha deste processo são eventos
dependentes da superfície, mas também de outras variáveis como o desenho do implante, o
planejamento do caso, a carga funcional e a técnica cirúrgica [37, 38]. Estas variáveis são de
responsabilidade do cirurgião e podem ser controladas. Quando um determinado implante é
escolhido para fazer parte de um planejamento, sua superfície deve possuir características
próprias selecionadas pelo clínico, que confia ao fabricante a reprodução das qualidades
necessárias para o sucesso do caso. O implante ao entrar em contato com o ambiente
biológico determina a formação da interface titânio–osso segundo propriedades inerentes à
superfície.
A seguir descrevemos alguns trabalhos que apresentam estudos sobre a superfície de
implantes odontológicos, como em um estudo comparativo das propriedades das superfícies
de implantes onde Massaro e colaboradores [13] estudaram cinco tipos de implantes
rosqueáveis com diferentes acabamentos superficiais produzidos por três grandes fabricantes.
Nesta análise, a camada de óxido superficial teve sua composição química analisada por XPS
e ToF-SIMS (respectivamente do inglês “X-ray Photoelectron Spectroscopy” e “Time-of-
flight Secondary Ion Mass Spectrometry”) e a morfologia da superfície foi avaliada pela
técnica de SEM (do inglês “Scanning Electron Microscopy”). As espessuras das camadas de
óxido foram estimadas e apresentaram medidas semelhantes, em torno de 5-6 nm, considerada
típica de filmes óxidos crescidos em temperatura ambiente. Foi encontrada, em alguns tipos
de implantes, uma variedade de elementos químicos não relacionados à composição do metal,
entre eles cloro e sódio, assim como compostos orgânicos específicos, cuja presença se
atribuiu aos processos de fabricação ou até mesmo a condições de armazenagem.
Elias e colaboradores [39] realizaram um estudo que analisou implantes fabricados
pela empresa Conexão. Os implantes foram preparados de modo a apresentar quatro
acabamentos superficiais diferentes: usinado (Master Screw), jateado com partículas de Al
2
O
3
(não disponível comercialmente), jateado com óxido de titânio (Master Conect) e superfície
tratada com ácido (Master STE). Após o tratamento das superfícies, a morfologia dos
implantes foi caracterizada utilizando-se a técnica de microscopia eletrônica de varredura
(SEM) e micro-sonda (EDX). A caracterização química da superfície foi obtida por
espectroscopia de elétrons excitados por raios X (XPS). A rugosidade superficial das amostras
foi medida utilizando-se um perfilômetro a laser. Os autores concluíram que é possível obter
implantes sem o uso de coberturas e que apresentem grande variação na morfologia
superficial apenas com o tratamento ácido ou com jateamento. Os implantes jateados com
Al
2
O
3
apresentaram rugosidade similar aos jateados com óxido de titânio. Em suas
conclusões, os autores afirmaram que a técnica de SEM e de XPS foram consideradas boas
ferramentas para visualização da morfologia superficial e para detecção de contaminação na
superfície, respectivamente.
Quatro diferentes tipos de implantes de fabricação estrangeira, disponíveis
comercialmente, tiveram a textura de cada superfície analisada quanto à reprodutibilidade do
processo industrial [40]. Neste trabalho as superfícies não apresentaram morfologia
semelhante dentro de um mesmo grupo e os padrões de superfície variaram segundo os
parâmetros de tratamentos anteriormente realizados, concentração do ácido, temperatura e
tempo de exposição ao ácido. Os processos industriais avaliados não reproduziram bem os
resultados esperados e os autores advertiram os fabricantes quanto às propagandas veiculadas
sobre seus métodos para obter superfícies tratadas, pois elas deveriam ser mais detalhadas.
Em um estudo comparativo entre dois fabricantes de implantes, um francês e outro
sueco, a superfície dos implantes foi analisada por XPS e SEM. Além da referida análise, um
estudo com cobaias foi realizado para avaliar histologicamente o crescimento ósseo. Foram
encontradas diferenças mínimas entre o grupo teste e o grupo controle. As roscas deste último
pareceram mais arredondadas que as do grupo teste, que apresentaram contorno ligeiramente
irregular. A avaliação histológica indicou que o crescimento ósseo em contato com o implante
foi similar para ambos os grupos [41].
Os resultados de todos esses estudos de diferentes sistemas de implantes
odontológicos, usando técnicas como XPS, SEM entre outras, foram tomados, sem dúvida,
como dados que contribuíram para o melhor conhecimento das propriedades físico-químicas
da superfície dos implantes.
Segundo Marcantônio Júnior [42] avanços no setor e no processo de fabricação
possibilitaram o estabelecimento de novos fabricantes. Empresas nacionais se organizaram e
desenvolveram produtos que, atendendo às exigências do mercado, aliavam boa qualidade a
preços acessíveis, tornando-se capacitadas a concorrer em igualdade de condições com as
empresas internacionais mais tradicionais.
Este avanço no setor produtivo de implantes desperta interesse tanto acadêmico quanto
industrial de desenvolvimento de pesquisas científicas básicas para auxiliar no estudo dos
fenômenos que acontecem na interface titânio-osso. O uso da Ciência de Superfície aplicada
aos implantes odontológicos é um meio confiável de se estudar um dos lados da interface
titânio-osso, trazendo à luz do conhecimento os detalhes em escala atômica deste universo tão
complexo.
Embora estudos sobre as propriedades das superfícies de implantes a base de titânio
comercialmente puro sejam encontrados na literatura, os implantes testados normalmente são
de fabricação estrangeira. A proposta de um trabalho semelhante aos já citados, porém
utilizando amostras de fabricação nacional, torna-se interessante frente à escassez de
publicações deste tipo. Além da caracterização da superfície, este estudo se propôs a testar a
bioatividade dos implantes como no trabalho de Sena e colaboradores [43], que realizaram
testes de bioatividade em placas de titânio incubadas em solução de fluido corpóreo simulado
SBF, (do inglês “Simulated Body Fluid”).
Este trabalho teve como objetivo principal investigar as propriedades químicas e
morfológicas de superfície de quatro marcas de implantes odontológicos rosqueáveis feitos
a base de titânio comercialmente puro, disponíveis no mercado brasileiro, três deles de
fabricação nacional e um importado.
2. DESCRIÇÃO DAS TÉCNICAS EXPERIMENTAIS
Nas seções seguintes serão apresentadas as técnicas experimentais utilizadas neste
estudo. Elas serão descritas resumidamente com o mero intuito de esclarecer o modo de
funcionamento e fornecer as principais características de cada uma. Não é objetivo deste
estudo dissertar sobre as técnicas nem sobre suas vantagens e desvantagens. Para uma
descrição mais aprofundada recomendamos consultar literatura específica que será indicada
ao longo do texto.
2.1. Espectroscopia de Fotoelétrons Excitados por Raios X (XPS)
A técnica de XPS é comumente utilizada no estudo de superfícies de materiais e, para
melhor entendimento do seu uso, serão introduzidos alguns conceitos e definições importantes
no âmbito da Física de Superfícies. Para a realização da técnica é necessário um ambiente
especial de baixíssima pressão para que os elétrons emitidos pela amostra no processo de
fotoemissão atinjam diretamente o analisador de elétrons.
É de suma importância, no estudo da superfície de um sólido, evitar a presença de um
gás adsorvido ou reagido na superfície. Decorre daí a necessidade do ambiente de ultra-alto
vácuo (UHV, do inglês “ultra-high vacuum”) para a realização de experimentos sensíveis à
superfície. De acordo com a teoria cinética dos gases, a taxa média de colisões por unidade de
área e por unidade de tempo de partículas de um gás a temperatura T é dada por [44]
Z = bp (M
v
T)
-1/2
(2.1)
onde p é a pressão do gás, M
v
a massa atômica (ou molecular) do gás e b, uma constante (b =
2.63 x 10
22
moléculas cm
-2
s
-1
K
-1/2
mbar
-1
). Considerando uma superfície limpa à pressão
atmosférica (p ~ 10
3
mbar) e à temperatura ambiente (300 K), a taxa de colisão de moléculas
de nitrogênio é da ordem de 10
23
moléculas cm
-1
s
-1
. Como a densidade média de partículas
numa superfície é de 10
15
átomos/cm
2
, é possível estimar o tempo de formação de uma
monocamada de nitrogênio na superfície em 10
-8
s, considerando que todo átomo de nitrogênio
que atinge a superfície fica adsorvido. Isso significa que imediatamente após a obtenção de
uma superfície limpa, ela se contaminará por substâncias presentes no ar (N
2,
O
2
, água, CO
2
,
CO, etc.), impedindo o estudo de suas verdadeiras propriedades. Em ambiente de UHV (p ~
10
-10
mbar), mantidas as outras condições, este tempo é de aproximadamente 10
4
segundos, ou
seja, teremos a superfície sem contaminação por algumas horas, possibilitando o efetivo
estudo de suas propriedades [45].
A superfície de um sólido, isto é, a região do mesmo que apresenta propriedades
estruturais e eletrônicas distintas das do volume devido à ruptura da continuidade desse
volume, resume-se, na prática, a poucas monocamadas atômicas. As técnicas experimentais
sensíveis apenas à superfície são aquelas baseadas na detecção de elétrons de baixa energia (E
< 1 keV). As espectroscopias de elétrons de baixa energia são a chave da investigação
espectroscópica em Física e Química de Superfícies e a explicação está ilustrada na figura 2.1.
A distância média que um elétron percorre dentro de um sólido, depois de ser arrancado de
algum átomo, até sofrer um choque inelástico é chamada livre caminho médio inelástico
(IMFP, do inglês “Inelastic Mean Free Path”). A figura 2.1 mostra a dependência do IMFP
para elétrons dentro do sólido em função da energia cinética em diferentes elementos. Na
figura, estes resultados são apresentados em conjunto sem uma distinção do elemento. Esses
resultados experimentais, independentemente do elemento, parecem obedecer a um
comportamento padrão descrito pela expressão semi-empírica proposta por Seah e Dench [46]
Ea
E
a
IMPF
3
2
41.0
538
+=
λ
(2.2)
onde a é o diâmetro atômico médio do elemento, em nanômetros, e E, a energia cinética do
elétron, em elétron-Volts. Essa expressão é representada graficamente na figura 2.1 pela curva
contínua.
Como pode ser observado na figura 2.1, para elétrons de baixa energia (~10 – 1000
eV) o livre caminho médio inelástico dentro de um sólido é da ordem de algumas
monocamadas atômicas, ou seja, só aqueles elétrons emitidos de átomos próximos à
superfície apresentam alta probabilidade de deixar o sólido, desde que a sua energia seja
suficiente para vencer a barreira de potencial da superfície. Portanto, toda informação deles
extraída é pertinente aos átomos nas primeiras monocamadas atômicas do material. O
ambiente de UHV também é importante para garantirmos que os elétrons de baixa energia que
saem da superfície em estudo alcancem o analisador de elétrons, preservando as suas
características inalteradas (energia e momento). Em ambiente de UHV (p ~ 10
-10
mbar), o
IMFP para elétrons com energia cinética de 100 eV, é da ordem de ~10
6
m.
Figura 2.1 – Livre caminho médio inelástico de elétrons nos sólidos em função da energia, para
diferentes elementos [47]
Os métodos clássicos de análise química, baseados na termodinâmica, são capazes de
fornecer informações úteis. Porém, as informações obtidas utilizando-se esses métodos
tendem a trazer interferências do sistema analisado e nem sempre reproduzem especificidades
atômicas ou moleculares. Para o conhecimento real dos fenômenos de superfície é preciso que
sejam utilizados métodos capazes de sondar propriedades relativas ao nível atômico. Existe
uma gama de espectroscopias sensíveis à superfície, que fornecem informações detalhadas à
cerca da estrutura geométrica, composição química e propriedades eletrônicas da superfície de
um sólido. No caso da ciência de superfície, nenhuma espectroscopia é capaz de responder
adequadamente a todas as questões e a utilização de diferentes técnicas é indicada para que
informações complementares sejam obtidas.
Para sondar uma superfície por espectroscopia é necessário fornecer um estímulo que
leve à leitura de uma resposta. Na espectroscopia de fotoelétrons esse estímulo corresponde à
irradiação com fótons que leva a uma resposta, a emissão de elétrons. Este processo pode ser
explicado, em princípio, de uma maneira simplificada, baseado no fenômeno da fotoemissão
que se refere à excitação de átomos em um sólido por fótons de energia suficientemente alta
(da ordem de centenas de eV). Um fóton de energia conhecida, hȞ, penetra a superfície. Na
interação com a matéria este fóton é absorvido por um átomo, inicialmente no estado
fundamental, provocando o processo de fotoemissão, ou seja, a energia absorvida pelo átomo
é suficiente para arrancar um de seus elétrons. A energia cinética do elétron que emerge do
átomo (fotoelétron) pode ser estimada subtraindo-se do valor da energia do fóton incidente
(hȞ), o valor da energia de ligação do nível onde se encontrava o fotoelétron (E
B
). De acordo
com o princípio de conservação de energia a energia cinética do fotoelétron (E
K
) é dada por
E
K
= hȞ – E
B
– ĭ (2.3)
onde ĭ representa o valor em energia que o elétron perde ao deixar o sólido, ou seja, o custo
em energia para vencer a barreira de potencial da superfície (função trabalho). No XPS, o
fóton de raios X incidente é responsável por causar emissões de elétrons para o vácuo, tanto
dos níveis de ligação mais internos quanto da banda de valência. A chave para a identificação
química no XPS é que os elétrons internos (do inglês “core electrons”), que não participam de
ligações, são muito pouco sensíveis à sua vizinhança quando condensados na fase sólida e
retêm a energia de ligação E
B
que é uma assinatura do átomo onde se encontram. Se a energia
do fóton incidente for previamente conhecida e medirmos com precisão a energia cinética do
elétron emitido, será possível avaliar a energia de ligação do elétron no átomo. Como as
energias de ligação dos diferentes níveis atômicos são características específicas de cada
espécie química, a espectroscopia de fotoelétrons fornece uma ferramenta poderosa para a
identificação das espécies atômicas presentes numa superfície. Além disso, uma análise mais
rigorosa das intensidades relativas das linhas espectrais obtidas permite a quantificação das
espécies químicas [48, 49].
A figura 2.2 é uma representação esquemática do processo de fotoemissão no cobre,
onde as grandezas envolvidas estão representadas. Experimentalmente são disponíveis
diversas fontes de excitação por raios X (canhões de raios X), sendo que as fontes mais
comuns são as que fornecem radiação característica (K
Į
) do alumínio (hȞ = 1453,5 eV) e do
magnésio (hȞ = 1253,6 eV).
Figura 2.2 – Diagrama do processo de
fotoemissão de um elétron no nível
eletrônico 2p
3/2
do cobre,
depois da absorção de um fóton com
energia hȞ [50]
O uso da técnica de espectroscopia de fotoelétrons XPS exige um ambiente de ultra
alto vácuo e pelo menos dois componentes principais: uma fonte de excitação (fonte de raios
X) e um analisador de energia dos fotoelétrons. Na prática, é necessário que a câmara de
vácuo para XPS seja equipada com um sistema de manipulação de amostras e uma
antecâmara, para a introdução rápida de amostras a partir do ambiente atmosférico [47]. A
figura 2.3 apresenta um diagrama esquemático da técnica de espectroscopia de fotoelétrons e
identifica os principais componentes: fonte de excitação (canhão de raios X), amostra,
analisador de energia de elétrons (tipo CHA do inglês “concentric hemisferical analyser”) e
detector de elétrons (tipo “channeltron”).
Figura 2.3 – Diagrama esquemático da técnica de espectroscopia de fotoelétrons XPS mostrando os
principais componentes e o posicionamento relativo da amostra dentro da câmara UHV.
2.2. Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV) e Microssonda
O tema Microscopia Eletrônica de Varredura é extremamente vasto e reflete os
conhecimentos de toda uma ciência dedicada à microscopia eletrônica e microanálise. Para
melhor entendimento do funcionamento de um MEV serão introduzidos alguns conceitos
básicos e definições importantes, capazes de auxiliar na compreensão do processo de
obtenção de imagens e de caracterização por microssonda.
O microscópio eletrônico de varredura é um instrumento que permite a visualização
do aspecto da superfície de amostras volumosas, com grande resolução e profundidade de
campo. O MEV tem grande aceitação no meio científico devido a sua ampla gama de
utilização, facilidade de preparação de amostras, facilidade de visualização e interpretação das
imagens. Os avanços nos procedimentos de digitalização das imagens obtidas por microscopia
eletrônica ampliaram ainda mais as potencialidades dessa técnica que é capaz de gerar
aumentos da ordem de 10 a 150.000 vezes, e o mais importante, com grande resolução.
O MEV tem a mesma função de outros microscópios, tornar visíveis em objetos os
detalhes muito pequenos para serem vistos a olho nu. Mas, distingue-se de um Microscópio
Ótico (MO) ou de um Microscópio Eletrônico de Transmissão (MET) basicamente pela
maneira como a imagem é obtida. Nestes últimos, micróscopios que fornecem imagens ditas
diretas, os raios atravessam a amostra, passam por lentes, e formam a imagem, que pode ser
virtual em uma ocular ou uma imagem real em uma tela. Enquanto isso, o MEV origina
imagens ditas indiretas, isto é, não existe um caminho ótico direto entre a amostra e a
imagem. Os sistemas de geração e de visualização da imagem são separados, a imagem no
MEV é obtida pela detecção e o mapeamento dos sinais provenientes das interações que
ocorrem entre um feixe de elétrons acelerado e a superfície da amostra.
A coluna de um MEV consiste de um canhão eletrônico e lentes eletrônicas operando
sob vácuo. O canhão fornece elétrons, normalmente pelo aquecimento de um filamento de
tungstênio, acelerados com uma energia na faixa de 1 a 40 keV. Quando o feixe acelerado e
colimado (elétrons primários) interage com a superfície da amostra, gera sinais secundários
(elétrons ou radiação). O feixe gerado deve ser colimado com o menor diâmetro e maior
intensidade possível, pois a área do feixe incidente sobre a amostra é essencial para a
resolução espacial do microscópio eletrônico. As lentes eletrônicas, que interferem na
trajetória do elétron pela aplicação de um campo eletromagnético, são usadas para modificar o
diâmetro do feixe e para posicioná-lo sobre a amostra. A interação do feixe de elétrons com a
amostra gera sinais, entre eles os elétrons secundários e elétrons retroespalhados, os quais são
processados para produzir uma imagem no display de visualização. Os elétrons secundários
são detectados por um detector do tipo Everhart-Thomley que consiste basicamente de um
cintilador e um tubo foto-multiplicador. Os elétrons retro espalhados são coletados por
detectores do tipo semicondutor colocados imediatamente acima da amostra.
Num MEV o sistema de deflexão faz o feixe varrer uma determinada linha e então se
deslocar para a próxima linha de varredura de modo que uma área retangular na amostra seja
varrida em sincronia com o que aparece no display de visualização. A varredura da superfície
da amostra pode ser feita de diferentes modos, sendo a varredura nos eixos X e Y a mais
usada. O aumento no MEV não é obtido por difração ou pelo uso de lentes convencionais, ele
é dado pela relação entre a dimensão do display de visualização e a da região varrida pela
sonda. A resolução é relacionada à dimensão do feixe de elétrons que deve ser bem pequeno e
delimitado para que as interações ocorridas localmente na região atingida da amostra seja
capaz de originar uma imagem com boa resolução [51, 52]. A figura 2.4 mostra um esquema
dos componentes principais de um MEV.
Figura 2.4 – Esquema dos principais componentes de um MEV.
A microssonda é um equipamento com sistema de funcionamento similar ao do MEV
que apresenta a função adicional de obter dados da composição química de uma determinada
área visualizada na superfície das amostras. Na microssonda, o uso de detectores especiais
permite a identificação e quantificação dos raios X emitidos na região da amostra focalizada
pelo feixe de elétrons para a determinação dos elementos ali presentes. Os detectores
presentes na microssonda podem ser de dois tipos, de dispersão de comprimento de onda (do
inglês “wavelength dispersive X-ray spectrometer” - WDS) ou de dispersão de energia (do
inglês “energy dispersive X-ray spectrometer” - EDS). Pode caracterizar-se como instrumento
de microanálise um MEV equipado com analisador de raios X ou um instrumento dedicado, a
microssonda. Normalmente um MEV com capacitação analítica está equipado com um EDS,
enquanto uma microssonda necessariamente inclui um WDS [51].
2.3. Teste de Bioatividade
Devido às dificuldades experimentais e éticas inerentes aos procedimentos in vivo,
vários procedimentos in vitro foram propostos para se testar a bioatividade de materiais
sintéticos. Estudos pioneiros deste tipo foram realizados por Pantano e colaboradores [53],
que mostraram o crescimento in vitro da camada de hidroxiapatita (HA) em vidros que
liberavam íons de cálcio e fósforo para o meio. Estes vidros eram imersos em uma solução de
água destilada tamponada com tris-hidroximetil-amino-metano e HCl (tampão tris) a um pH
de 7,25 a 37º C. Entretanto, quando outros tipos de vidros, que não continham cálcio e fósforo
em sua composição original, mas que apresentavam bioatividade in vivo, eram imersos no
tampão tris, não ocorria o crescimento da camada de HA [54].
Kokubo e colaboradores [55] propuseram uma nova solução aquosa para testes de
bioatividade, contendo concentrações de íons semelhantes àquelas presentes no plasma
humano e tamponamento com tris-hidroximetil-amino-metano. Tal solução foi capaz de
induzir mudanças estruturais na superfície de materiais bioativos semelhantes às apresentadas
in vivo, ou seja, formava-se uma camada de HA. Esta solução, chamada “Simulated Body
Fluid” (SBF), é acelular, livre de proteínas, e apresenta um pH próximo de 7,4. Sua
composição é comparada à composição iônica do plasma sanguíneo. A solução pode ser
preparada com a dissolução de NaCl, NaHCO
3
, KCl, Na
2
HPO
4
·7H
2
O, MgCl
2
·6H
2
O, CaCl
2
e
NaSO
4
em água destilada contendo agente tamponante, HCl e (CH
2
OH)
3
CNH
2
em pH 7.25 a
37º C [56]. A camada de hidroxiapatita semelhante à do osso que se deposita sobre os
materiais é formada pela reação química dos íons Ca e P presentes no SBF. Em pH fisiológico
a superfície do titânio é ligeiramente negativa. Este fenômeno é tido como facilitador da
aproximação de espécies catiônicas como o Ca
2+
que tornam a superfície carregada
positivamente. Em seguida, espécies aniônicas como HPO
4
2-
são atraídas para a superfície e
se depositam tornando possível a formação de uma camada semelhante à hidroxiapatita do
osso [57].
O mecanismo de nucleação de apatita por grupos funcionais pode ser resumidamente
explicado pela inicial liberação dos íons Ca
2+
, Na
+
ou K
+
da superfície de um material via
troca com o íon H
3
O
+
da solução SBF formando grupos Si-OH ou Ti-OH na superfície. Em
seguida moléculas de água da solução SBF atacam as ligações Si-O-Si ou Ti-O-Ti para
formar grupos adicionais Si-OH ouTi-OH. Os grupos Ti-OH formados na superfície estão
carregados negativamente e, consequentemente, combinam-se seletivamente com íons
carregados positivamente no fluido. Com este processo a superfície adquire uma carga total
positiva que tem a afinidade pelos íons fosfato carregados negativamente para formar o
fosfato de cálcio amorfo. Este fosfato se transforma espontaneamente em apatita, que é a fase
estável no ambiente corporal. Assim que o núcleo da apatita é formado, pode crescer
espontaneamente, consumindo os íons cálcio e fosfato do fluido circunvizinho, o qual é
supersaturado em relação à apatita. [57,58].
O procedimento atualmente mais usado para teste de bioatividade in vitro consiste em
imergir o material a ser testado em solução SBF por períodos de tempo entre 3 horas e 15 dias
e verificar se houve formação de HA na superfície do material. Também segundo esse autor,
microscopia eletrônica de varredura utilizando a técnica de espectroscopia de raios X por
dispersão de energia (EDS) é uma técnica utilizada para averiguar a formação de HA [57]. De
acordo com Kokubo e colaboradores, um requisito essencial para o crescimento in vivo de
osso em um material não natural é a formação de uma camada de HA carbonatada na
superfície do material. Esta camada de apatita semelhante à do osso parece influenciar
proteínas e células, por meio de sinais, para que iniciem uma cascata de reações que resultam
em formação de osso. O comportamento in vivo pode ser estimado pelo uso de testes in vitro,
como os de imersão de amostras em solução de SBF [59]. Um experimento que usou solução
de SBF para comparar a nucleação de cálcio e fósforo em substratos de alumina e de óxido de
titânio indicou a presença de grupos Ca e HPO
4
na superfície do TiO
2
. A habilidade do óxido
de titânio de favorecer a calcificação sobre sua superfície não é compartilhada por outros
materiais que normalmente desenvolvem um tecido fibroso quando implantados como no caso
da alumina. É notório que ocorre crescimento ósseo contínuo sobre os implantes de titânio e
acredita-se que este fenômeno esteja relacionado à nucleação de cálcio e fosfato sobre o óxido
[577]. Quando é depositada uma camada contendo cálcio e fósforo sobre amostras incubadas
em SBF e a proporção na concentração atômica Ca/P é próxima a 1.6 é dito que esta camada
de óxido apresenta um comportamento in vitro favorável, pois foi capaz de formar uma
camada de fosfato de cálcio com características estequiométricas similares à hidroxiapatita do
osso [43]. Os implantes deste trabalho foram incubados em solução de SBF para a verificação
da bioatividade por meio da formação da camada contendo Cálcio e Fósforo.
3. METODOLOGIA
3.1. Seleção das Amostras
Três dos maiores fabricantes nacionais de implantes foram escolhidos para
participarem do estudo. Um quarto fabricante, estrangeiro, foi escolhido para participar do
trabalho como padrão de comparação. Cada fabricante participou do estudo com três amostras
de um modelo de acabamento superficial liso (usinado) e três amostras de um modelo de
acabamento superficial poroso. Ao todo oito modelos de implantes a base de titânio
comercialmente puro foram estudados, dois de cada fabricante. Na figura 3.1 são mostrados
os implantes que participaram do estudo. Os implantes lisos estudados foram: Brånemark
MKIII 3,75 x 10mm (Nobel Biocare, Gotenburg, Suécia); Master 3,75 x 10mm (Conexão,
São Paulo, Brasil); Titamax Liso 3,75 x 9mm (Neodent, Curitiba, Brasil) e Revolution 3,75 x
10mm (SIN, São Paulo, Brasil), e os implantes porosos estudados foram: Brånemark MKIII
3,75 x 10mm TiUnite (Nobel Biocare, Gotenburg, Suécia); Master Porous 3,75 x 10mm
(Conexão, São Paulo, Brasil); Titamax Porous 3,75 x 9mm (Neodent, Curitiba, Brasil) e
Revolution Superfície Ativada 3,75 x 10mm (SIN, São Paulo, Brasil). A tabela 3.1 apresenta
os modelos de cada fabricante utilizados neste estudo e os respectivos tipos de superfície.
Tabela 3.1 – Implantes utilizados neste estudo.
Fabricante Modelo Tipo de superfície
Titamax Liso
Lisa (usinada) Neodent
Titamax Porous
Porosa
Revolution
Lisa (usinada) SIN
Revolution Superfície Ativada
Porosa
Master
Lisa (usinada) Conexão
Master Porous
Porosa
Brånemark MKIII
Lisa (usinada) Nobel Biocare
Brånemark MKIII TiUnited
Porosa
Neodent SIN
Conexão Nobel Biocare
Figura 3.1 – Fotografia dos modelos de implante utilizados na pesquisa, na linha superior da esquerda
para a direita: Titamax Liso, Titamax Porous, Revolution, Revolution Superfície Ativada, na linha de
baixo: Master, Master Porous, Brånemark MKIII, Brånemark MKIII TiUnited.
3.2. Análise por XPS
Os implantes foram mantidos em suas embalagens estéreis originais até o momento
em que foram fixados em um porta-amostra para permitir a manipulação dentro da câmara de
vácuo. Foram preparados previamente dois porta-amostras de aço inoxidável com uma
ranhura central em cunha, com largura de aproximadamente cinco milímetros, para a
acomodação do implante. A cada experimento o implante era posicionado com o auxílio de
uma pinça de titânio na ranhura do porta-amostra e fixado neste último pelas extremidades
com um fio de tungstênio soldado na base de aço inoxidável usando solda de ponto. Este
procedimento foi realizado cuidadosamente para evitar contaminação antes da inserção do
implante na câmara, o tempo gasto para o procedimento foi em média de cinco minutos para a
montagem de cada exemplar.
A figura 3.2 apresenta uma fotografia do porta amostra com um implante montado,
dento da câmara UHV, em posição para a análise XPS.
Figura 3.2 – Fotografia do porta-amostra com um implante montado, dentro da câmara UHV.
Os implantes de acabamento superficial do tipo liso e poroso foram analisados quanto
à composição química de superfície utilizando espectroscopia de elétrons XPS antes e depois
de submetidos ao teste de bioatividade. A análise por XPS foi realizada na câmara UHV n
o
2
do Laboratório de Física Aplicada do CDTN/CNEN, equipada com um analisador de elétrons
Microtech modelo CLAM2 e um canhão de raios X de anodo duplo (Al/Mg). Os espectros
amplos foram obtidos com radiação Al KĮ (1486,6 eV), no modo de energia de passagem
constante igual a 50 eV e emissão normal. Os picos de fotoemissão mais intensos presentes no
espectro amplo foram medidos com alta resolução em energia e energia de passagem de 20
eV.
A concentração relativa de elementos na superfície foi calculada a partir da
normalização das áreas dos picos de fotoemissão mais intensos de cada elemento químico (A)
utilizando-se fatores de sensibilidade relativos (S) [60], como ilustrado na seguinte equação:
¦
=
i
i
i
x
x
x
S
A
S
A
C
(3.1)
3.3. Análise por MEV
Depois da obtenção dos espectros de XPS os implantes eram retirados da câmara de
UHV e levados para análise no microscópio eletrônico de varredura. As imagens foram
obtidas utilizando-se um microscópio JEOL, modelo JSM-5310, localizado no Laboratório de
Metrologia do CDTN/CNEN. A tensão de aceleração do feixe de elétrons era de 25 kV e o
aumento variou de 35X a 3500X. Com aumento de 35X foram visualizados os detalhes nas
roscas de cada implante. Em maior aumento, 3500X, foram feitas imagens para visualização
dos detalhes da morfologia superficial.
3.4. Teste de bioatividade (SBF)
Depois da obtenção das imagens dos implantes por microscopia eletrônica de
varredura, as amostras foram submetidos ao teste de bioatividade. Para a realização deste teste
foi elaborada uma montagem que permitia a imersão dos implantes individualmente em
solução de SBF. Cada implante foi colocado em um frasco estéril rotulado, contendo 30 ml de
solução SBF, suspenso em solução por um fio de aço inoxidável também estéril (diâmetro de
0,9 mm). A extremidade superior do fio era presa à tampa do frasco e a extremidade inferior
dobrada em círculo de diâmetro maior que as roscas do implante, mas ligeiramente menor que
a parte mais proeminente da plataforma hexagonal do implante. Esta montagem permitia que
o implante ficasse suspenso no meio da solução sem tocar as paredes do frasco. As amostras
ficaram incubadas em estufa na temperatura constante de 37° C e foram divididas em três
grupos, segundo o tempo em que ficariam incubadas na solução, 7, 14 e 21 dias, grupos G1,
G2 e G3 respectivamente. Todos os oito implantes de cada grupo foram imersos na solução de
SBF no mesmo dia e a cada semana um grupo foi retirado da estufa, enxaguado com água
destilada e deixado ao ar livre por alguns minutos para secar naturalmente.
3.5. Análise por Microssonda
Após o teste de bioatividade os implantes foram novamente analisados por XPS e em
seguida submetidos à análise por microssonda no Laboratório de Microanálise do
Departamento de Física da UFMG. Foi utilizado uma microssonda JEOL, modelo JXA-8900,
equipada com microscópio eletrônico de alta resolução e microssonda que opera nos modos
EDS e WDS. Os parâmetros utilizados foram: corrente do feixe de 20 nA, diâmetro do feixe 5
ȝm e potencial de aceleração de 15 KV.
As amostras dos grupos G1, G2 e G3 foram focalizadas na microssonda, mas apenas
as amostras que apresentavam imagem de alguma camada ou cristal depositado na superfície
tiveram seus espectros e imagens gravadas.
4. RESULTADOS
A análise dos espectros amplos obtidos por espectroscopia de fotoelétrons excitados
por raios X foi realizada com o objetivo de determinar a composição química da superfície em
sua variedade e concentração relativa. Os espectros XPS de alta resolução permitiram avaliar
detalhadamente as espécies químicas presentes para os elementos com maior concentração
encontrados na superfície dos implantes. As imagens de microscopia eletrônica mostram os
detalhes da morfologia da superfície das amostras em diferentes aumentos e a análise de
microssonda foi feita com o objetivo de verificar a possível formação de uma camada de
hidroxiapatita na superfície das amostras após o teste de bioatividade assim como sua
composição química. Parte desses resultados foi publicada no artigo Surface Characterization
of Titanium Based Dental Implants na revista Brazilian Journal of Physics, este artigo foi
anexado no fim deste trabalho.
4.1. Espectroscopia de Fotoelétrons Excitados por raios X
As figuras 4.1 a 4.4 apresentam os espectros amplos de XPS relativos aos implantes
estudados. Os implantes dos fabricantes Neodent, SIN, Conexão e Nobel Biocare foram
respectivamente denominados pelos números 1, 2, 3 e 4. As letras logo após os números
referem-se ao acabamento liso (L) ou poroso (P) e antes (A) ou depois (D) de submetidos ao
teste de bioatividade.
Os espectros XPS de todos os implantes de acabamento liso e poroso antes de serem
submetidos ao teste de bioatividade (figuras 4.1 a 4.4) apresentam linhas de fotoemissão
características dos elementos oxigênio (linha O 1s), titânio (linha Ti 2p), carbono (linha C 1s)
e nitrogênio (linha N 1s).
Na tabela 4.1, apresentamos a concentração relativa de elementos na superfície dos
implantes de acabamento liso e poroso como fabricados. Os valores foram obtidos a partir das
áreas normalizadas dos picos de fotoemissão mais intensos dos elementos presentes no
espectro amplo de XPS, utilizando a expressão 3.1. De acordo com os dados apresentados na
tabela 4.1, a superfície dos implantes estudados é constituída basicamente pelos elementos
oxigênio, titânio e carbono, com traços de outros elementos como nitrogênio, fósforo e silício.
A predominância dos elementos O, Ti e C na superfície dos implantes corresponde a
expectativas segundo dados relatados na literatura [13, 16, 36, 43, 61, 62, 63] e apontam para
a existência de uma camada de óxido de titânio recobrindo o implante. Os elementos
encontrados em pequena concentração na superfície das amostras estudadas antes do teste de
bioatividade, inclusive o nitrogênio, são elementos normalmente observados na superfície de
implantes odontológicos [16] e são associados ao processo de fabricação especifico de cada
fabricante.
Em todos os implantes estudados foi detectada a presença de uma pequena quantidade
de nitrogênio, que segundo Lausmaa [16] pode estar ligado a moléculas orgânicas presentes
na superfície. A superfície dos implantes Conexão de acabamento superficial liso apresentou
traços do elemento silício (Si 2p e Si 2s) assim como os implantes de acabamento poroso da
Neodent e SIN, provavelmente resultado da aplicação de jateamento com sílica durante o
processo de fabricação do implante. Traços de fósforo foram detectados na superfície dos
implantes de acabamento poroso da Nobel Biocare, sugerindo que tais implantes sofrem
tratamento com H
3
PO
4
[16].
Os espectros de XPS dos implantes após a imersão por 21 dias em SBF (figuras 4.1 a
4.4), além de apresentarem as linhas dos elementos oxigênio, titânio, carbono e nitrogênio,
apresentaram também linhas do sódio (linha Na KLL); cálcio (linha Ca 2p); cloro (linha Cl
2p) e fósforo (linha P 2p). Estes elementos estão entre os constituintes da solução de SBF.
Na tabela 4.2, apresentamos a concentração relativa de elementos na superfície dos
implantes de acabamento liso e poroso após o teste de bioatividade. De acordo com tais
resultados, pequenas concentrações de alguns elementos constituintes da solução de SBF
estão presentes na superfície dos implantes. A concentração de carbono na superfície aparece
aumentada para algumas amostras e a concentração de titânio diminuiu sensivelmente para
todas as amostras. Tais alterações sugerem a deposição de elementos da solução de SBF na
superfície dos implantes.
Tabela 4.1 - Composição superficial dos implantes de acabamento de superfície liso e poroso antes do
teste de bioatividade. (* = traços).
Concentração na superfície ( %)
Amostra O Ti C Na N Ca Cl P Si
1LA 52 14 33 - 1 - - - -
2LA 47 12 38 - 2 - - - -
3LA 48 15 32 - 3 - - - 2
4LA 50 20 30 - * - - - -
1PA 42 6 49 - * - - - 3
2PA 35 7 53 - * - - - 5
3PA 50 10 32 - 7 - - - -
4PA 50 12 35 - * - - 2 -
Tabela 4.2 - Composição superficial dos implantes de acabamento de superfície liso e poroso depois
do teste de bioatividade. (* = traços).
Concentração na superfície (%)
Amostra O Ti C Na N Ca Cl P Si
1LD 44 5 37 2 6 2 3 * -
2LD 37 2 50 1 7 * 2 * -
3LD 34 3 50 2 6 2 2 2 -
4LD 39 4 46 1 5 2 3 * -
1PD 35 2 48 3 4 1 4 2 -
2PD 32 1 56 2 3 1 4 * -
3PD 50 4 34 2 3 3 1 3 -
4PD 50 6 31 2 3 3 2 3 -
600 400 200 0
Si2s
1PD
1LD
1PA
1LA
Si2p
P2p
Cl2p
C1s
Ca2p
N1s
Ti2p
Na KLL
O1s
Binding Energy (eV)
Figura 4.1 - Espectro XPS amplo dos implantes Neodent antes e depois do teste de bioatividade:
(1LA) implante de superfície lisa; (1PA) implante de superfície porosa; (1LD) implante de superfície
lisa depois do teste biológico; e (1PD) implante de superfície porosa depois do teste biológico.
600 400 200 0
2PD
2LD
2PA
2LA
Si2p
Si2s
C1s
Ti2p
O1s
Binding Energy (eV)
Figura 4.2 - Espectro XPS amplo dos implantes SIN antes e depois do teste de bioatividade: (2LA)
implante de superfície lisa; (2PA) implante de superfície porosa; (2LD) implante de superfície lisa
depois do teste biológico; e (2PD) implante de superfície porosa depois do teste biológico.
600 400 200 0
3PD
3LD
3PA
3LA
C1s
Ti2p
O1s
Binding Energy (eV)
Figura 4.3 - Espectro XPS amplo dos implantes Conexão antes e depois do teste de bioatividade:
(3LA) implante de superfície lisa; (3PA) implante de superfície porosa; (3LD) implante de superfície
lisa depois do teste biológico; e (3PD) implante de superfície porosa depois do teste biológico.
600 400 200 0
P2p
P2s
4PD
4LD
4PA
4LA
C1s
Ti2p
O1s
Binding Energy (eV)
Figura 4.4 - Espectro XPS amplo dos implantes Nobel Biocare antes e depois do teste de bioatividade:
(4LA) implante de superfície lisa; (4PA) implante de superfície porosa; (4LD) implante de superfície
lisa, depois do teste biológico; e (4PD) implante de superfície porosa depois do teste biológico.
Apresentamos a seguir o resultado da análise por XPS com alta resolução em energia
das linhas de fotoemissão mais intensas observadas nos espectros amplos dos implantes lisos
e porosos antes do teste de bioatividade: titânio (Ti 2p), oxigênio (O 1s) e carbono (C 1s).
Titânio (Ti 2p)
A tabela 4.3 apresenta valores de referência de energia de ligação encontrados na
literatura [13,36, 61, 62] para a linha de emissão Ti 2p3/2 para as diferentes espécies químicas
do titânio. Esses valores foram utilizados para identificar as fases encontradas nos ajustes dos
espectros dos implantes estudados.
Tabela 4.3 - Valores de referência de energia de ligação para a linha de emissão Ti 2p3/2 para as
diferentes espécies químicas do titânio, valores em elétron-volt (eV).
Ti 2p3/2
Autor
TiO
2
Ti
2
O
3
e TiO Ti
C. Massaro [13] 458,8
456,0 454,0
M. Casaleto [61] 458,5
- 453,8
C. Viornery [62] 458,8
457,4 453,7
Ti
2
O
3
TiO
C. Sitting [36] 459,1
457,3 455,7
454,1
Os espectros com alta resolução da linha do Ti 2p (figuras 4.5 a 4.8) apresentam uma
estrutura típica de múltiplas componentes, relacionada com a presença de diferentes espécies
químicas do titânio na superfície dos implantes. O dubleto Ti 2p1/2 e Ti 2p3/2 observado nos
espectros foi ajustado considerando três componentes para cada um, respectivamente A, B, C
e D, E, F, com a largura de linha a meia altura (FWHM) fixada nos valores de 2.2 eV para as
componentes de Ti 2p1/2 e 1.6 eV para as componentes de Ti 2p3/2 conforme procedimento
realizado por Massaro [13]. Considerando o valor do ajuste para as energias de ligação, as
componentes A e D são relacionadas ao titânio no estado de oxidação (IV) – TiO
2
; B e E
estão relacionadas ao titânio nos estados de oxidação (III) e (II) – Ti
2
O
3
e TiO,
respectivamente; C e F estão relacionadas ao titânio metálico. Devido à baixa intensidade e à
proximidade do Ti (II) e (III) esses dois estados de oxidação foram tratados como uma só
componente no ajuste [13, 36].
A tabela 4.4 sintetiza o resultado do ajuste dos espectros da linha Ti 2p para os
diferentes implantes estudados. Os valores apresentados se referem à energia de ligação da
linha de emissão Ti 2p3/2 para as diferentes espécies químicas do titânio identificadas no
espectro de cada implante estudado.
Não observamos uma diferença acentuada nos espectros com alta resolução em
energia para o Ti 2p (figuras 4.5 a 4.8) para os diferentes implantes, com pequena variação na
proporção das intensidades das componentes, principalmente as componentes referentes aos
estados de oxidação II + III (B e E) e titânio metálico (C e F). Esta variação pode estar
relacionada à espessura da camada de óxido da superfície, que é determinada pelo processo de
fabricação dos implantes [13].
Tabela 4.4 – Valores experimentais de energia de ligação encontrados para a linha de emissão Ti 2p3/2
para as diferentes espécies químicas do titânio
,
em elétron-volt (eV).
Ti 2p3/2 Fabricante Modelo
TiO
2
(IV) Ti
2
O
3
(II) + TiO(III) Ti (0) met.
Titamax Liso 458,9 456,9 454,1 Neodent
Titamax Poroso 458,8 456,8 454,1
Revolution 458,9 456,8 454,0 SIN
Superfície Ativada
458,8 456,7 454,0
Master 458,8 456,7 454,0 Conexão
Master Porous 458,8 456,8 454,0
MKIII 458,9 456,8 454,1 Nobel Biocare
MKIII TiUnited 458,9 456,9 454,1
Figura 4.5 - Espectro XPS da região do Ti 2p dos implantes Neodent: liso à direita e poroso à
esquerda
Binding Energy,
eV
470 466 462 458 454
A
B
C
D
E
F
Binding Energy,
eV
470 466 462 458 454
A
B
C
D
E
F
Figura 4.6 - Espectro XPS da região do Ti 2p dos implantes SIN: liso à direita e poroso à esquerda
Figura 4.7 - Espectro XPS da região do Ti 2p dos implantes Conexão: liso à direita e poroso à
esquerda
Binding Energy,
eV
470 466 462 458 454
A
B
C
D
E
F
Binding Energy,
eV
470 466 462 458 454
A
B
C
D
E
F
Binding Energy,
eV
470 466 462 458 454
A
B
C
D
E
F
Binding Energy,
eV
470 466 462 458 454
A
B
C
D
E
F
Binding Energy,
eV
470 466 462 458 454
A
B
C
D
E
F
co
Binding
47
46
46
45
45
A
B
C
D
E
F
Figura 4.8 - Espectro XPS da região do Ti 2p dos implantes Nobel: liso à direita e poroso à esquerda
Oxigênio (O1s)
A tabela 4.6 apresenta valores de referência de energia de ligação encontrados na
literatura [13, 61, 62] para a linha de emissão O 1s para as diferentes espécies químicas do
oxigênio. Esses valores foram utilizados para identificar as fases encontradas nos ajustes dos
espectros dos implantes estudados.
Tabela 4.6 - Valores de referência de energia de ligação para a linha de emissão O 1s para as
diferentes espécies químicas do oxigênio, em elétron-volt (eV).
O1s
Autor
TiO
2
O-H, C=O H
2
O, C-O
C. Massaro [13] 530,3 eV 532,2 eV 533,7 eV
M. Casaletto [61] 529,8 eV 531,5 eV 532,5 eV
C. Vionery [Erro!
Fonte de referência
não encontrada.]
530,6 eV 531,8 eV 533,1 eV
A tabela 4.7 sintetiza o resultado do ajuste dos espectros da linha O1s para os
diferentes implantes estudados. Os valores apresentados se referem à energia de ligação da
linha de emissão O1s para as diferentes espécies químicas do oxigênio identificadas no
espectro de cada implante estudado.
Tabela 4.7 – Valores experimentais de energia de ligação encontrados para a linha de emissão O1s
para as diferentes espécies químicas do oxigênio
,
em elétron-volt (eV).
O1s Fabricante Modelo
TiO
2
O-H, C=O H
2
O, C-O
Titamax Liso 530,4 532,1 533,2 Neodent
Titamax Poroso 530,4 532,2 533,3
Revolution 530,4 532,0 533,2 SIN
Superfície Ativada 530,3 532,1 533,2
Master 530,3 531,9 532,9 Conexão
Master Porous 530,4 531,9 533,0
MKIII 530,4 531,6 532,6 Nobel Biocare
MKIII TiUnited 530,7 532,0 533,3
A seguir serão mostrados os espectros detalhados da linha de fotoemissão O1s (figuras
4.9 a 4.12) e o resultado do ajuste para os implantes lisos e porosos antes do teste biológico.
Os picos O1s dos espectros foram ajustados considerando três componentes: A, B, C. A
componente C é relacionada ao oxigênio ligado ao TiO
2
, a componente B é relacionada às
ligações O-H ou C=O e a componente A é relacionada a oxigênio ligado na água H
2
O ou C-
O.
Os espectros com alta resolução em energia para o O 1s mostram variação da
intensidade da componente B, relacionada às ligações O-H ou C=O, para os implantes de
superfície porosa. Esta variação pode estar relacionada ao processo de modificação da
superfície dos implantes realizado por cada fabricante.
Figura 4.9 - Espectro XPS da região do O1s dos implantes Nobel: liso à direita e poroso à esquerda
Figura 4.10 - Espectro XPS da região do O1s dos implantes SIN: liso à direita e poroso à esquerda
Binding Energy,
eV
539 535 531 527 523
A
B
C
Binding Energy,
eV
539 535 531 527 523
A
B
C
Binding Energy,
eV
539 535 531 527 523
A
B
C
Binding Energy,
eV
539 535 531 527 523
A
B
C
Figura 4.11 - Espectro XPS da região do O1s dos implantes Conexão: liso à direita e poroso à
esquerda
Figura 4.12 - Espectro XPS da região do O1s dos implantes Nobel: liso à direita e poroso à esquerda
Carbono (C1s)
A tabela 4.8 apresenta valores de referência de energia de ligação encontrados na
literatura [13, 61, 62] para a linha de emissão C 1s para as diferentes espécies químicas do
carbono. Esses valores foram utilizados para identificar as fases encontradas nos ajustes dos
espectros dos implantes estudados.
A tabela 4.9 sintetiza o resultado do ajuste dos espectros da linha C 1s para os
diferentes implantes estudados. Os valores apresentados se referem à energia de ligação da
linha de emissão C 1s para as diferentes espécies químicas do carbono identificadas no
espectro de cada implante estudado.
Binding Energy,
eV
539 535 531 527 523
A
B
C
Binding Energy,
eV
539 535 531 527 523
A
B
C
Binding Energy,
eV
539 535 531 527 523
A
B
C
Binding Energy,
eV
539 535 531 527 523
A
B
C
Tabela 4.8 - Valores de referência de energia de ligação para a linha de emissão C 1s para as diferentes
espécies químicas do carbono, em elétron-volt (eV).
C 1s
Autor
C-C, C-H C-O COO, C=O
C. Massaro [13] 285,0 eV 285,9 eV 289,0 eV
M. Casaletto [61] 285,0 eV 286,3 eV 288,3 eV
C. Viornery [Erro!
Fonte de referência
não encontrada.62]
285,0 eV 286,4 eV Não disponível
Tabela 4.9 – Valores experimentais de energia de ligação encontrados para a linha de emissão C 1s
para as diferentes espécies químicas do carbono
,
em elétron-volt (eV).
C 1s Fabricante Modelo
C-H, C-C C-O COO, C=O
Titamax Liso 285,5 287,3 289,1 Neodent
Titamax Poroso 285,5 287,0 289,0
Revolution 285,4 286,6 289,0 SIN
Superfície Ativada 285,4 286,7 288,8
Master 285,2 286,4 289,1 Conexão
Master Porous 285,4 286,8 289,2
MKIII 285,1 286,4 289,0 Nobel Biocare
MKIII TiUnited 285,1 286,0 288,6
A seguir serão mostrados os espectros com alta resolução em energia da linha de
fotoemissão C1s (figura 4.13 a 4.16) e o resultado do ajuste para os implantes lisos e porosos
antes do teste de bioatividade. Os picos C 1s dos espectros foram ajustados considerando três
componentes: A, B e C. A componente C é relacionada às ligações C–H ou C–C, a
componente B é relacionada às ligações C–O e a componente A é relacionada ao carbono
ligado nos radicais COO ou C=O.
Os espectros com alta resolução em energia da linha C 1s apresentaram grande
dificuldade para o ajuste uma vez que as ligações do carbono são de natureza muito variada.
A predominância da intensidade da componente C, relacionada a ligações C–C ou C–H, sobre
as outras confirma a expectativa de contaminação por compostos orgânicos dos implantes
[13].
Figura 4.13 - Espectro XPS da região do C1s dos implantes Neodent: liso à direita e poroso à
esquerda
Figura 4.14 - Espectro XPS da região do C1s dos implantes SIN: liso à direita e poroso à esquerda
Binding Energy,
eV
294 290 286 282 278
A
B
C
Binding Energy,
eV
294 290 286 282 278
A
B
C
Binding Energy,
eV
294 290 286 282 278
A
B
C
Binding Energy,
eV
294 290 286 282 278
A
B
C
Figura 4.15 - Espectro XPS da região do C1s dos implantes Conexão: liso à direita e poroso à
esquerda
Figura 4.16 - Espectro XPS da região do C1s dos implantes Nobel: liso à direita e poroso à esquerda
Binding Energy,
eV
294 290 286 282 278
A
B
C
Binding Energy,
eV
294 290 286 282 278
A
B
C
Binding Energy,
eV
294 290 286 282 278
A
B
C
Binding Energy,
eV
294 290 286 282 278
A
B
C
4.2. Microscopia Eletrônica de Varredura
As imagens de microscopia dos implantes mostraram pequenas diferenças na
morfologia dos implantes de superfície lisa (usinados). As imagens em maior aumento
(3500X) dos implantes lisos mostraram estriações unidirecionais próprias do processo de
usinagem. Em menor aumento (35X) foi possível identificar o contorno arredondado e bem
definido das roscas para os quatro fabricantes nos dois tipos de acabamento, liso e poroso.
Os implantes porosos, Neodent, SIN e Conexão apresentaram diferenças no aspecto
das porosidades, provavelmente relacionada aos respectivos tratamentos dispensados por cada
fabricante para modificar a superfície dos implantes. O implante poroso da Nobel Biocare
apresentou porosidade de aspecto peculiar, com distribuição regular de porosidades pela
superfície.
Levando em consideração o aspecto da morfologia da superfície dos diferentes
implantes avaliados, quando em comparação com outros estudos na literatura [13, 24 28, 39],
podemos dizer que os implantes de acabamento superficial liso apresentaram semelhança
entre suas superfícies e os diferentes padrões de porosidades observados nos implantes de
acabamento superficial poroso, estão de acordo com os idealizados para superfícies capazes
de favorecer o crescimento ósseo.
A seguir, nas figuras 4.17 a 4.24 são apresentadas as imagens de microscopia
eletrônica, nos diferentes aumentos, dos implantes avaliados.
Figura 4.17 – Imagens de MEV de um implante Neodent Titamax Liso. Em cima e à esquerda, detalhe
do pescoço do implante aumentado 35X, em sentido horário, detalhe das roscas do implante
aumentadas 35X, superfície da rosca aumentada 1500X e 3500X.
Figura 4.18 – Imagens de MEV de um implante Neodent Titamax Porous. Em cima e à esquerda,
detalhe do pescoço do implante aumentado 35X, em sentido horário, detalhe das roscas do implante
aumentadas 35X, superfície da rosca aumentada 1500X e 3500X.
Figura 4.19 – Imagens de MEV de um implante SIN Revolution . Em cima e à esquerda, detalhe do
pescoço do implante aumentado 35X, em sentido horário, detalhe das roscas do implante aumentadas
35X, superfície da rosca aumentada 1500X e 3500X.
Figura 4.20 – Imagens de MEV de um implante SIN Revolution Superfície Ativada. Em cima e à
esquerda, detalhe do pescoço do implante aumentado 35X, em sentido horário, detalhe das roscas do
implante aumentadas 35X, superfície da rosca aumentada 1500X e 3500X.
Figura 4.21 – Imagens de MEV de um implante Conexão Master. Em cima e à esquerda, detalhe do
pescoço do implante aumentado 35X, em sentido horário, detalhe das roscas do implante aumentadas
35X, superfície da rosca aumentada 1500X e 3500X.
Figura 4.22 – Imagens de MEV de um implante Conexão Máster Porous. Em cima e à esquerda,
d
etalhe do pescoço do implante aumentado 35X, em sentido horário, detalhe das roscas do implante
aumentadas 35X, superfície da rosca aumentada 1500X e 3500X.
Figura 4.23 – Imagens de MEV de um implante Nobel Biocare Brånemark MKIII. Em cima e à
esquerda, detalhe do pescoço do implante aumentado 35X, em sentido horário, detalhe das roscas do
implante aumentadas 35X, superfície da rosca aumentada 1500X e 3500X.
Figura 4.24 – Imagens de MEV de um implante Nobel Biocare Brånemark MKIII TiUnite. Em cima e
à esquerda, detalhe do pescoço do implante aumentado 35X, em sentido horário, detalhe das roscas do
implante aumentadas 35X, superfície da rosca aumentada 1500X e 3500X.
4.3. XPS e Microssonda após o teste de Bioatividade
Após o teste de bioatividade foi possível detectar a presença de pequenas
concentrações de alguns elementos constituintes da solução de SBF no espectro XPS das
amostras estudadas. Esta presença poderia sugerir a formação de uma camada de fosfato de
cálcio semelhante à hidroxiapatita do osso, não fosse o fato de a proporção Ca/P de nenhuma
das amostras apresentar valor próximo a 1,6.
Barrère [59] relata que o TiO
2
possui afinidade tanto por íons Ca quanto por íons
HPO
4
, isto resulta em supersaturação destes íons na superfície do óxido o que causa a
nucleação de Ca-P. Em contrapartida, Silva [64] estudou superfícies de placas de titânio de
diferentes acabamentos superficiais, usinada, jateada com Al
2
O
3
, com cobertura de TiO
2
e
com cobertura de HA, e verificou que apenas a superfície com cobertura de HA exibiu
bioatividade.
A análise das imagens obtidas por microssonda mostrou que não houve nucleação de
Ca–P na superfície das amostras. Os grupos de amostras imersas em SBF por 7 e 14 dias não
apresentaram qualquer tipo de formação na superfície. As imagens de microssonda das
amostras do grupo G3, que ficaram incubadas por 21 dias, apresentaram pequenas estruturas,
da ordem de 50 µm, nos sulcos da superfície. Segundo a análise dos espectros EDS obtidos na
microssonda essas estruturas são basicamente formados por Cl de Na. Este resultado contraria
a expectativa inicial do estudo de verificar a formação de uma camada de HA na superfície
dos implantes.
A seguir serão apresentados espectros e imagens obtidos por análise de microssonda
das formações de cristais de NaCl encontradas em alguns implantes incubados em SBF por 21
dias, figuras 4.25 a 4.34.
O espectro EDS do implante Brånemark MKIII TiUnite apresentou fósforo na
composição da área delimitada pela microssonda. Porém o fósforo já havia sido identificado
na superfície desse implante antes da imersão em SBF, como mostrado na tabela 4.1, logo não
se pode concluir que a presença do fósforo seja devida a imersão em SBF.
Figura 4.25 – Espectro EDS do implante Revolution do fabricante SIN.
Figura 4.26 – Imagem de microssonda de cristais contendo NaCl na superfície do implante
Revolution.
Figura 4.27 – Espectro EDS do implante Master do fabricante Conexão.
Figura 4.28 – Imagem de microssonda em menor aumento de cristais contendo Na e Cl na superfície
do implante Master (direita aumento de 35 x, esquerda aumento de 350 x).
Figura 4.29 – Espectro EDS do implante Brånemark MKIII do fabricante Nobel Biocare.
Figura 4.30 – Imagem de microssonda de cristais contendo Na e Cl na superfície do implante
Brånemark MKIII.
Figura 4.31 – Espectro EDS do implante Master Porous do fabricante Conexão.
Figura 4.32 – Imagem de microssonda de cristais contendo Na e Cl na superfície do implante Master
Porous.
Figura 4.33 – Espectro EDS do implante Brånemark MKIII TiUnite do fabricante Nobel Biocare.
Figura 4.34 – Imagem de microssonda na superfície do implante Brånemark MKIII TiUnite.
5. CONCLUSÃO
A análise de XPS mostrou que a superfície dos implantes estudados é composta
basicamente por uma camada de TiO
2
, mas existem outros óxidos associados em menor
quantidade como o TiO e o Ti
2
O
3
, que apareceram no ajuste dos espectros com alta resolução
em energia para o titânio (linha Ti 2p). Além disso, não foram verificados contaminantes
indesejados na superfície dos implantes, como por exemplo, metais pesados, mas sim
elementos que comumente podem ser encontrados em estudos de composição química de
superfícies de implantes odontológicos [16].
As concentrações dos elementos oxigênio, titânio e carbono na superfície dos
implantes de acabamento superficial liso e poroso apresentaram diferenças que podem ser
atribuídas aos diferentes processos a que são submetidos os implantes na sua fabricação. Ao
longo do processo de usinagem, limpeza e tratamento das superfícies os implantes entram em
contato com diversas substâncias químicas que podem deixar traços característicos, como no
processo de limpeza por detergentes que aumenta a quantidade de carbono verificada na
superfície de implantes.
A identificação dos elementos oxigênio, titânio e carbono na superfície dos implantes
de fabricação nacional e importados, sem a presença de contaminantes, pode ser considerada
uma característica semelhante entre os implantes testados já que implantes da Nobel Biocare
apresentaram estes mesmos elementos em outros estudos. Os elementos citados apareceram
com algumas variações na quantidade avaliada que foram atribuídas aos diferentes processos
a que são submetidos. Os resultados semelhantes entre implantes de fabricação nacional e
estrangeira podem ser atribuídos ao nível de qualidade técnica apresentado pelos processos de
fabricação das empresas nacionais que passaram por grande desenvolvimento nos últimos
anos.
O aspecto de morfologia encontrado nos implantes de acabamento liso é semelhante
para os diferentes fabricantes e parece estar de acordo com estudos encontrados na literatura
[13, 24 28, 39]. Não observamos um padrão de porosidade típico nos implantes de
acabamento superficial poroso, fato esse atribuído à diversidade dos métodos de fabricação
dos diferentes implantes. No entanto os resultados quando comparados visualmente aos dos
estudos citados acima estão de acordo com os idealizados para superfícies capazes de
favorecer o crescimento ósseo.
Os resultados de Microssonda e de XPS mostraram que não houve formação de uma
camada de hidroxiapatita na superfície dos implantes após a imersão em solução de SBF.
Segundo Andrade et al., o grau de bioatividade de um material pode ser classificado de acordo
com o tempo necessário para aparecimento da camada de HA, com valores típicos variando
na faixa de 3 h a 15 dias [57]. Seguindo esse critério, as amostras de implante avaliadas não
apresentaram bioatividade in vitro. Esse resultado esta em desacordo com o conceito já
estabelecido sobre a bioatividade dos implantes de titânio. Considerando o fato de que tais
implantes são amplamente utilizados na prática odontológica, esse conflito no resultado do
teste de bioatividade sugere a necessidade de revisão nos procedimentos adotados no teste de
bioatividade in vitro conduzidos neste trabalho.
6. REFERÊNCIAS
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Guanabara Koogan, 10. ed., 1998. cap. 29.
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Properties. London: Chapman & Hall, 1998 Part II cap. 1.
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1995.
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de Periodontia Clínica e Implantologia Oral. Rio de Jameiro: Guanabara Koogan,
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