USO DA METALURGIA DO PÓ PARA PRODUÇÃO DE BIOCOMPÓSITO DE AÇO 316L E BETA TRICÁLCIO FOSFATO (β-tcp)

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1 USO DA METALURGIA DO PÓ PARA PRODUÇÃO DE BIOCOMPÓSITO DE AÇO 316L E BETA TRICÁLCIO FOSFATO (β-tcp) Mônica Huguenin de Araujo Faria, monica.ifsp@hotmail.com Raphael Silva Copeiro, raphaelscopeiro@gmail.com Universidade Federal de Itajubá, Instituto de Engenharia Mecânica, Av. BPS, 1303, Pinheirinho, Itajubá MG Dalton Souza, dalgarbor@gmail.com Universidade Federal de Itajubá, Instituto de Engenharia Mecânica, Av. BPS, 1303, Pinheirinho, Itajubá MG Gilbert Silva, Gilbert@unifei.edu.br Universidade Federal de Itajubá, Instituto de Engenharia Mecânica, Av. BPS, 1303, Pinheirinho, Itajubá MG RESUMO: A osteoporose é uma doença que tem atingido cada vez mais um número maior de pacientes. Dentre as consequências desta doença, destacam-se as fraturas de quadril, cujo tratamento é cirúrgico - cirurgia de artroplastia total de quadril - cirurgia na qual o paciente recebe um implante ortopédico. Este aumento do número de pacientes submetidos a esta cirurgia produz um impacto financeiro nos sistemas de saúde, pois os implantes ortopédicos são produzidos com materiais de alto custo. Este fato motiva a busca por materiais de menor custo e que agreguem as características de um material biocompatível às propriedades mecânicas adequadas para suportar os esforços mecânicos próprios da região do quadril. O objetivo deste trabalho é a produção de um biocompósito metal cerâmico que possa vir a ser utilizado na fabricação de implantes ortopédicos com o uso de matérias de menor custo. A metodologia adotada para a produção desste biocompósito utiliza a moagem de alta energia associada a sinterização. Espera-se com isto alcançar as propriedades mecânicas necessárias para o uso deste material como um precursor de implantes ortopédicos. O β-tricálcio fosfato (β-tcp) por possuir uma composição química próxima à do osso e por ser uma cerâmica biocompatível e bioativa, ou seja, por induzir o crescimento ósseo, está sendo adotada como fase indutora e o aço 316L, o aço cirúrgico, por possuir característica biocompatível e alta resistência mecânica está sendo utilizado como uma fase de reforço deste material. Entretanto este material tem elevado módulo elástico. Após estudar diferentes proporções destes materiais, os resultados mostraram que a proporção do Inox 316L com 20% de β-tcp tem o módulo elástico menor do que o Inox puro. Foi realizada a avaliação da morfologia da microestrutura, da distribuição do pó e a presença de fases por microscopia eletrônica de varredura e por difração de raios-x de digitalização. Apesar de ter-se obtido um material com menor módulo elástico, estudos complementares ainda necessitam ser realizados afim de avaliar outras propriedades mecânicas e o grau de citotoxicidade deste material in cito e in vivo a fim de garantir a total biocompatibilidade deste material. Palavras-chave: β-tricálcio fosfato. Aço 316 L. Biomaterial. Biocompósito. Implantes. 1. INTRODUÇÃO A osteoporose é uma das doenças degenerativas de grande impacto econômico sobre os sistemas de saúde pública de diversos países, inclusive do Brasil. Isto porque o aumento da expectativa de vida tem um impacto direto no número de casos desta doença, cujo tratamento, em muitos casos, é cirúrgico e demanda do uso de implantes ortopédicos. Dados do IBGE de 2007 apontam que por ano ocorrem cirurgias ortopédicas. Estudos governamentais do CGEE (2010) avaliaram o custo operacional das cirurgias ortopédicas que necessitam de implantes totais ou parciais e demonstraram que, por exemplo, os Estados Unidos tiveram em 2007, um gasto de 80 bilhões de dólares em produtos médicos utilizados nestas cirurgias. Segundo estimativas, em 2012 deve ser gasto com os implantes ortopédicos, 23 bilhões de dólares. No Brasil, de acordo com o relatório de Soares (2005) em 2004, o SUS teve um gasto em cirurgias ortopédicas de 575 milhões de reais, sendo 145 milhões destinados à aquisição de próteses ortopédicas. Schwartsmann (2012) relata que além dos implantes ortopédicos em pacientes acometidos com a osteoporose, pacientes ativos, com menos de 40 anos que necessitam realizar a cirurgia de artrosplastia total do quadril, submete estes implantes a esforços mecânicos maiores, o que torna necessário, em 28% dos casos, a troca dos implantes por deterioração. Assim, o desenvolvimento de próteses feitas de materiais que apresentem propriedades mecânicas mais adequadas a esta nova realidade, que sejam ao mesmo tempo mais resistentes e de baixo custo econômico são alvos de pesquisas de diversas áreas, como por exemplo, da Engenharia Mecânica, da Engenharia de Materiais e da Engenharia de Tecidos. O que se busca é encontrar materiais cujas propriedades mecânicas se assemelhem as do osso e que sejam biocompatíveis, e que provoquem uma menor rejeição e problemas de ancoragem mecânica.

2 Metais e cerâmicas tem sido estudados para avaliar a sua biocompatibilidade e a sua resistência mecânica. Os metais possuem uma resistência mecânica diferente das propriedades do osso, o que provoca problemas de ancoragem mecânica dos implantes uma vez que ocorre a formação de uma cápsula fibrosa, que facilita a movimentação na interface implante-tecido. O titânio é um dos metais mais utilizados na produção de implantes, entretanto o alto custo deste metal impacta diretamente no custo do implante. Como alternativa ao titânio, este trabalho propõe o uso do aço 316L, o aço cirúrgico, por ser reconhecidamente uma biomaterial biocompatível, bioinerte e de baixo custo. Entretanto, seu uso isoladamente, devido a ser um material bioinerte, produz a formação de cápsula fibrosa. Além disto, o aço 316L possui um módulo elástico superior ao do osso, o que não é desejável. Por outro lado, algumas cerâmicas possuem em sua composição os elementos constituintes do osso, como fósforo e cálcio. As cerâmicas hidroxiapatita (HA) e β-tricálcio fosfato (β-tcp) destacam-se dentre os materiais mais estudados por serem biocompatíveis e bioabsorvíveis, além de terem uma razão Ca/P semelhante ao osso (Carneiro, 2000; Hench, 1993). Entretanto, estes materiais não têm apresentado a resistência mecânica, por exemplo, para serem utilizados como próteses ortopédicas. Outro fator que favorece o uso destas cerâmicas, segundo Grandi (2011) é que o tricálcio fosfato (TCP) e a HA são utilizados como osteocondutores. Carneiro (2000) relata que a estrutura cristalina e a razão Ca/P do β-tcp assemelham-se as da hidroxiapatita (HA). Entretanto o fosfato tricálcico (TCP) possui três fases polimórficas: uma romboédrica estável até temperaturas próximas a 1180 ºC denominada de fase beta (β -TCP); uma fase monoclínica, estável na faixa de temperatura entre 1180 ºC a 1430 ºC chamada de fase alfa (α -TCP); e uma fase de alta temperatura (acima de 1430 ºC), denominada de super alfa ou alfa (α TCP). Sendo a β TCP a forma mais estudada devido as suas propriedades de bioabsorção e estabilidade química. Além disto, o β TCP possui a propriedade de ser osteocondutor, osteoindutor, permitindo que o tecido ósseo cresça dentre sua estrutura porosa, o que faz com que os implantes suportem esforços mecânicos maiores, uma vez que ocorre o crescimento do tecido ósseo dentro do material, melhorando a ancoragem mecânica do implante. Entretanto, apesar das biocerâmicas apresentarem excelentes propriedades bioativas, não apresentam as propriedades mecânicas necessárias para serem utilizadas como materiais para implantes ortopédicos. Diversos materiais têm sido desenvolvidos buscando associar as propriedades das cerâmicas e dos metais na tentativa de desenvolver um material que seja bioativo e com a resistência mecânica apropriada. Este trabalho pretende estudar o desenvolvimento de um compósito metal-cerâmico que associe a viabilidade químico-mecânica à viabilidade econômica de fabricação de próteses ortopédicas, reduzindo assim, o impacto econômico das cirurgias para implantação dessas próteses. Assim, o desenvolvimento de um biocomposito com módulo de elasticidade menor do que o módulo de elasticidade do Inox 316L puro é o objetivo deste trabalho. 2.MATERIAIS E MÉTODOS 2.1. Revisão Bibliográfica A pesquisa bibliografia indica importantes avanços no desenvolvimento de biomateriais cerâmicos na busca de melhoria da resistência mecânica. Em geral, os biomateriais são aqueles materiais que podem substituir partes do corpo humano sem causar processos de rejeição. Estes materiais têm sido utilizados desde mais de 4000 Ac. (Carneiro, 2000). Relatos oficiais sobre o uso de biomateriais datam de 1894 quando o gesso fois utilizado pela primeira vez, seguido da alumina na década de 70. A definição de biomateriais é: Qualquer substância (outra que não droga) ou combinação de substâncias sintética ou natural em origem, que possa ser usada por um período de tempo, completa ou parcialmente como parte de um sistema que trate, aumente ou substitua qualquer tecido, órgão ou função do corpo. (Prado da Silva,2006 apud Helmus etwenden,1995) Para outros autores, o biomaterial ideal deve ter ausência de toxicidade local ou sistêmica, ausência de respostas a corpo estranho ou inflamações, deve ter habilidade em se ligar ao tecido hospedeiro e deve ter alta taxa de bioadsorçao. Ou seja, deve ser biocompatível, uma vez que este material é utilizado por longos períodos, em contato com os fluidos corporais. (Carneiro, 2000 apud Hench e Wilson, 1993) Para Prado da Silva (2006) os biomateriais devem ser isentos de produzir qualquer resposta biológica adversa local ou sistêmica, não carcinogênico, não alergênico, não mutagênico. Ou seja, o biomaterial deve ter a capacidade de ter uma resposta biológica apropriada: provocar o mínimo de reações alérgicas, inflamatórias ou tóxicas quando estiver em contato com os tecidos vivos e fluidos orgânicos. Na década de 80 a Conferência da Sociedade Europeia para Biomateriais regulamentou alguns termos, dentre eles o termo bioinerte, comumente utilizado para indicar a necessidade de o material não interagir com o corpo humano. Ainda segundo o autor quando cita Willians, biocompatibilidade foi redefinida como sendo habilidade de um material desempenhar com uma resposta tecidual apropriada em uma aplicação específica (Prado da Silva,2006 apud Willians, 1992a). Entretanto, além de ser biocompatível, um biomaterial deve ser biofuncional, ou seja, deve ter um conjunto de propriedades que dê um determinado dispositivo a capacidade de desempenhar uma função desejada, pelo tempo necessário, que pode ser longo, em caso de implante permanente, ou curto, no caso de implante temporário.

3 Ela está relacionada com as propriedades mecânicas, físicas, químicas e biológicas que permitem ao implante o desempenho de sua função (Lima, 2006). Segundo (Duek, 2006), conforme a aplicação a qual será submetido, devemse identificar as propriedades mecânicas, químicas e biológicas do material que se pretende utilizar. Em biomateriais a corrosão é um problema muito sério, principalmente, por estrarem em contato com os fluidos do corpo humano, que contém ânions, componentes orgânicos, gases dissolvidos e cátions, todos, extremamente corrosivos. Quando entram em contato direta e indiretamente com os implantes metálicos, banham estes implantes com fluidos eletrolíticos tais como sangue, fluido sinovial ou extra-celular. (Lima, 2006) Segundo Dallavalli (2007) além da necessidade de ser resistente à corrosão, as propriedades mecânicas mais importantes dos biomateriais são: resistências mecânicas (à tração, à compressão, à flexão, à fadiga, à torção, ao cisalhamento), módulo de elasticidade, ductilidade, tenacidade à fratura. Segundo o autor, os biomateriais podem ser utilizados em substituição de tecidos moles; substituição de tecidos duros e materiais para sistemas cardiovasculares e são estes usos, dentre outros, que determinarão quais propriedades são necessárias para o biomaterial a ser utilizado. Os biomateriais metálicos estão dentre os materiais mais utilizados, entretanto provocam a criação de uma cápsula fibrosa, resposta que não é a ideal para a perfeita integração do implante ao corpo humano. Em busca de materiais alternativos biomateriais metálicos, pesquisadores tem se dedicado à pesquisas com cerâmicas. As biocerâmicas são biomateriais muito utilizados, principalmente aquelas cuja composição química se assemelhe às do osso. Para Carneiro (2000) é importante que a microestrutura destas cerâmicas tenham uma razão Ca/P semelhante às do osso. De uma maneira geral, as biocerâmicas podem ser classificadas de acordo com a resposta interfacial provocada pelas interações biológicas entre o material de implante e tecido receptor. Dessa forma as biocerâmicas são classificadas em três grupos: cerâmicas relativamente inertes (densas ou porosas), bioabsorvíveis ou biodegradáveis, e bioativas (Hench, 1993). Nas cerâmicas relativamente inertes e densas, igualmente aos biomateriais metálicos, ocorre a formação de uma cápsula de tecido fibroso em volta do implante, não havendo formação de ligação química nem interação biológica entre o tecido e o implante. O que não promove a ancoragem mecânica do implante ao osso, ocasionando o movimento da prótese com o passar do tempo. A presença deste movimento na interface implante-tecido, levará à deterioração do implante ou do tecido ou de ambos. Estudos relatam que é possível melhorar a ancoragem com o uso das cerâmicas bioativas, com propriedades osteoindutoras e porosas que promovem o crescimento do tecido na superfície dos poros ou através do implante. Ou seja, estas cerâmicas são osteocondutoras, permitindo que o tecido ósseo cresça dentre sua estrutura porosa, o que faz com que os implantes suportem esforços mecânicos maiores, uma vez que ocorre o crescimento do tecido ósseo dentro do material, melhorando a ancoragem mecânica do implante. As cerâmicas biodegradáveis ou reabsorvíveis são empregadas quando se deseja que o implante seja totalmente reabsorvido e substituído pelo tecido ósseo normal. Por serem materiais altamente reativos, as modificações na sua interface com o tecido ocorrem rapidamente, sendo necessário o estudo do processo de solubilização destes compostos em fluidos corpóreo para poder estimar a velocidade de reabsorção. Dentre as dificuldades encontradas, no desenvolvimento desses materiais, estão: a manutenção da resistência e da estabilidade da interface durante o período de degradação e reconstrução do tecido hospedeiro, e o controle das taxas de absorção com as taxas de crescimento do tecido. As biocerâmicas à base de fosfato de cálcio têm sido largamente estudadas para aplicações em implantes ortopédicos e odontológicos, por apresentarem boas características de biocompatibilidade e pelo fato de apresentarem características mineralógicas semelhantes dos ossos (Hench, 1993).O grupo de substâncias denominadas de fosfato de cálcio é extenso e apresentam-se na natureza com várias composições atômicas, combinando percentuais de cálcio e fósforo, além de outros átomos. Apresentarem ausência de toxicidade local ou sistêmica, ausência de inflamações ou respostas a corpos estranhos, e aparente habilidade em se ligar ao tecido hospedeiro uma vez que são formados basicamente por íons cálcio e fosfato, os quais participam ativamente do equilíbrio iônico entre o fluido biológico e a cerâmica implantada. Os fosfatos de cálcio apresentam excelente biocompatibilidade e são bem aceitos e bem integrados pelo corpo humano quando implantados. Podem ser usados nas formas de grânulos, blocos densos e porosos, cimentos, revestindo metais e como compósitos. Os fosfatos de cálcio são normalmente classificados na literatura em relação a sua razão molar entre cálcio e fósforo. No caso específico da hidroxiapatita, a sua razão molar é igual a 1,66 sendo justificada pela razão entre os 10 elementos de cálcio e 6 de fósforo (Kawachi et al., 2000). Dentre esta classe de compostos destacam-se a hidroxiapatita (HA) e o fosfato tricálcico (TCP). A taxa de solubilidade dos fosfatos de cálcio é um parâmetro importante para seu comportamento in vivo. A composição, tamanho do cristal e cristalinidade afetam a taxa de dissolução do material. Mudanças nos parâmetros de rede estão diretamente relacionadas ao tamanho e quantidade do substituinte na rede da apatita. A diminuição desses parâmetros leva a uma taxa de dissolução maior uma vez que com a diminuição do tamanho do cristalito a área superficial do material aumenta e com isso um maior contato com os fluídos corpóreos. A cristalinidade esta diretamente relacionada ao tamanho do cristalito, morfologia e a distorção do cristal. Dentre os fosfatos de cálcio, a hidroxiapatita (HA), de fórmula química Ca10(PO4)6(OH)2, um dos primeiros materiais utilizado em procedimentos cirúrgicos, devido a sua composição inorgânica, semelhante à composição dos ossos e dentes, têm sido utilizadas por pode fazer parte dos biocompósitos metal-cerâmico nanoestruturados e ter a capacidade de formar poros em sua microestrutura.

4 (Grandi, 2011) relata que o tricálcio fosfato (TCP) e a HA são substitutos óssos, possuem características biocompatíveis e biativas e são utilizas como osteocondutores. A microestrutura da hidroxiapatita é hexagonal. O arranjo atômico na célula unitária mostra uma organização espacial dos átomos de Ca, tetraedros de PO4 e grupos de OH (Filho, 2006). A hidroxiapatita está organizada em uma célula hexagonal, seu íons OH- estão localizados nos cantos desta célula e pode ser este o motivo de sua interação química com os fluidos corpóreos. Segundo a autora existem vacâncias na microestrutura das HAs que podem ser representadas pela fórmula: Ca8,3 0,7(PO4)4,3(CO3)(HPO4)0,7(OH,CO3)0,3 1,7 onde cada quadrado ( ) representa uma vacância. Segundo Fonseca (2011) Para que a HA exerça com eficiência o seu papel como enxerto ósseo, é necessário garantir a presença de poros que possuam tamanho médio adequado e também que eles sejam interconectados. Segundo o autor é necessário que o diâmetro dos poros sejam superiores à 100 M de forma que os tecidos vasculares possam permear os poros e irrigar com fluxo sanguíneo o tecido ósseo que virá a crescer dentre estes poros. Segundo o autor, assim como a HA os TCPs são porosos, reabsorvíveis, biocompatíveis, provocam pouca ou nenhuma resposta inflamatória. Devido à presença destes poros, ocorre a inserção de células e vasos, favorecendo uma conecção direta com o osso. Fonseca (2011), sintetizou HA com o propósito de obter um material poroso. O autor cita que devido à propriedades de solubilidade de cada fosfato de cálcio, a absorção do -tricálcio fosfato ( -TCP) é menor que da hidroxiapatita, ficando por mais tempo no organismo, o que pode ser mais interessante dependendo do tipo de implante. A estrutura cristalina também tem sido citada como um fator determinante da solubilidade do material. Uma baixa cristalinidade aumenta a solubilidade do material devido à redução do tamanho dos cristalitos e/ou aumento na distorção do cristal. Segundo Kawachi (2000) a resistência mecânica tanto da HA quanto do -TCP é baixa e tem-se buscado várias opções de compósitos na tentativa de aumentar a resistência mecânica. O fosfato tricálcico (TCP) possui três fases polimórficas: uma romboédrica estável até temperaturas próximas a 1180 ºC denominada de fase beta ( -TCP); uma fase monoclínica, estável na faixa de temperatura entre 1180ºC a 1430 ºC chamada de fase alfa ( -TCP); e uma fase de alta temperatura (acima de 1430 ºC), denominada de super alfa ou alfa ( -TCP). Dentre as três fases polimórficas, a que desperta maior interesse é a -fosfato tricálcico, pois apresenta estabilidade química e taxa de bioabsorção mais adequada para aplicações em implantes ósseos. Filho (2006) observou que a temperatura de síntese afeta a estrutura cristalina dos fosfatos de cálcio, se a HA e o β-tcp forem sintetizados acima de 1100 o C, ambos se transformam em difosfato de cálcio na forma alfa (α-ca3(po4)2). Diferentemente, se a HA é sinterizada acima de 1300 o C é transformada tanto em -TCP, quanto em β-tcp. Da mesma forma, o ph influencia nas fases formadas durante a síntese. Em ph alcalino ocorre o aparecimento das fases (β-ca3(po4)2) e (CaO) e, no aquecimento da referida hidroxiapatita acima de 1400ºC, o (β-ca3(po4)2) e o óxido de cálcio se transfosrmam em difosfato de tetracálcio (Ca4(PO4)2 - TTCP). Assim a síntese deste material tem sido um desafio, pois em seu processamento, a temperatura determina a fase que estará predominante. A variação de ph e temperatura afetam o percentual de formação das espécies, conforme comprovado pelo trabalho de (Fonseca, 2011). Ao sofrer a transformação polimórfica, da fase para a fase, o fostato tricálcico passa de uma estrutura romboédrica (3,07 g/cm3), para uma estrutura monoclínica (2,87 g/cm3), ocorrendo a contração na sua estrutura. Essa transformação polimórfica ocasiona uma série de microtrincas na estrutura do material, reduzindo assim a sua resistência mecânica. Uma alternativa para melhorar as propriedades mecânicas do -fostato tricálcico, é o desenvolvimento de materiais compósitos através da adição de uma fase de reforço, (Kawachi et al., 2000). Gemeli et a l,(2012) tem desenvolvido um compósito de Ti e TCP. Uma alternativa para melhorar as propriedades mecânicas do -fostato tricálcico, é o desenvolvimento de materiais compósitos através da adição de uma fase de reforço, (Kawachi et al., 2000). Gemeli et a l,(2012) tem desenvolvido um compósito de Ti e TCP. O autor também verificou a presença de poros na micrografia da superfície polida deste compósito. Uma preocupação ao fazer um compósito é que haja difusão de uma fase em outra como foi observado por Gemeli et al., 2012, na tentativa de que haja uma maior homogeneidade entre as fases. Tricoteaux et al (2011) comprovou que há uma relação entre a temperatura de calcinação, a temperatura de sinterização, sobre a densidade do composto formado. Assim como a quantidade de poros formada e o módulo elástico do compósito. 2.2.Procedimentos Inicialmente fez-se um estudo da proporção ideal entre a quantidade do Inox 316L e de β-tcp. Foi realizada a mistura do Inox 316L com proporções de 0, 5, 10, 15 e 20% de β-tcp, os quais foram submetidos a moagem de alta energia durante 10 horas. A relação de peso entre a bola de moagem e do material era de 10:1 e a velocidade de rotação foi fixada em 400 rpm. O material foi compactado numa prensa uniaxial com 5 toneladas de carga e sinterizado a temperatura de sinterização foi de 1100 C durante 1 hora. Foi realizada a avaliação da morfologia da microestrutura, da distribuição do pó e a presença de fases por microscopia eletrônica de varredura e por difração de raios-x de digitalização.

5 3. RESULTADOS Os resultados mostraram que a proporção do Inox 316L com 20% de β-tcp tem o módulo elástico menor do que o Inox puro. Na fotomicrografia 1(a) foi observada que houve uma distribuição heterogênea de β-tcp na matriz de Inox 316L. A fotomicrografia 1(b) demonstra o padrão difração de raios-x para β-tcp, garantindo que não houve mudança de fase deste composto durante a sinterização. Figura 1: Partículas de Inox 316-L/β-TCP 300x (a); Padrão de difração de raios-x para β-tcp (b). A foto micrografias 2(a) e 2(b), as partículas do pó antes da compactação, mostram formas irregulares de partículas e uma distribuição Inox β-tcp heterogênea na matriz depois de 2 horas de moagem. 4. DISCUSSÃO Figura 2: Partículas de Inox 316-L (a); Inox 316-L/β-TCP após 2 horas de moagem (b). Uma preocupação ao se manipular o β-tcp é que ele pudesse sofrer mudança de fase, passando da fase beta para a fase alfa. Na observação do padrão de difração após a moagem percebemos que não houve a mudança de fase, garantindo que no compósito em questão, teremos apenas a fase beta. Outra preocupação é que o material esteja homogeneizado após a moagem, o que ainda não pôde ser observado com o tempo de moagem de 2 horas. Os resultados obtidos ainda necessitam de ensaios complementares a fim de confirmarem as propriedades esperadas. Estudos complementares serão realizados para observar outras propriedades mecânicas do biocompósito e a sua interação com fluidos corpóreos, buscando observar se haverá a reabsorção do material e a substituição por tecido ósseo. Deve-se tentar induzir a formação de poros a fim de diminuir o módulo elástico do material. 5. CONCLUSÃO Considerando o impacto econômico das cirurgias de artroplastia total do quadril, pode-se inferir que o uso do aço 316L associado ao β-tcp, se comprovadas as suas propriedades mecânicas e poderá contribuir para a redução dos atuais gastos com esta cirurgia. 1.Verificando os valores das matérias primas precursoras do compósito observa-se que os preços estão em cerca de

6 200 R$/kg de titânio, ao passo que 1,20 R$/kg de aço 316L e 3,00 R$/kg de tricálcio fosfato (TCP) pode-se estimar que o implante produzido a partir do aço 316L e das cerâmicas de fosfato terá uma considerável diminuição em seu custo final. Essa diminuição contribuirá com um menor custo das cirurgias de artrosplastia total de quadril, desonerando o orçamento do SUS. Entretanto, estudos complementares a estes necessitam ser realizados para comprovar a viabilidade do uso destes materiais para a fabricação de implantes ortopédicos para próteses de artroplastia total do quadril. 2.Podemos concluir que é possível associar as propriedades do β-tcp como as de materiais com maior resistência mecânica, porém com módulo elástico maior, afim de conferir ao biocompósito uma redução do módulo elástico, de forma que se assemelhe ao módulo elástico do osso e de proporcionar uma maior resistência mecânica ao β-tcp, que é frágil. Da mesma forma, podemos concluir que tanto a HA quanto o β-tcp são bons materiais para fazerem partem de compósitos porosos e com propriedades osteointegradoras. Sendo o β-tcp preferível devido ao maior tempo de residência tecidual. 3. Ensaios complementares com maiores tempos de moagem deverão ser realizados a fim de verificar se haverá maior homogeneização do material e mudança de fase. 6. AGRADECIMENTOS Os autores agradecem a FAPEMIG pelo apoio financeiro e ao EEL-USP pelo fornecimento de equipamentos necessários a estes estudos. 7. REFERÊNCIAS AZEVEDO, V.V.C. et al. Materiais cerâmicos utilizados para implantes. Revista Eletrônica de Materiais e Processos, v.3.1 (2008) BRACCO, O.L. Custo hospitalar para tratamento da fratura aguda do fêmur por osteoporose em dois hospitaisescola conveniados ao SUS. J Bras Econ Saúde 2009(1); 1:3-10 BRAGA, F. J. C. Modificação de superfície empregando-se laser e recobrimento de implantes dentários de titânio com apatitas. Tese de Doutorado, Departamento de Engenharia Mecânica, UNESP, CALLISTER,W.D., SONS,J.W. Materials Science and Engineering an Introduction, Inc. New York,NY,1991. CARNEIRO, A.C.S. Obtenção de cerâmicas à base de tricálcio fosfatos utilizando óxido de magnésio como aditivo. Dissertação (Mestrado em Eng. de Materiais), UFRN, CGEE. Materiais avançados no Brasil Brasília: Centro de Gestão e Estudos Estratégicos, 2010, disponível em CHOI, D., KUMTA, P. N. Mechano-chemical synthesis and characterization of nanostructured β-tcp powder. Materials Science and Engineering C, v. 27, p , DUEK,E.A.R. Polímeros bioabsorvívieis: propriedades e aplicações, Tópicos em biomateriais, Informativo da Área de Ciência e Engenharia dos Biomateriais. Ano 1, No. 2, 2ª. Quinzena de setembro de FARIA, M. H. A.;SILVA, G., Avanços na tecnologia do uso de biocerâmicas em implantes. In: XI Encontro de Iniciação Científica e VII Mostra de Pós-Graduação , 2012, Lorena. Encontro de Iniciação Científica, 9, Mostra de Pós-Graduação/FATEA, v. 1. p FARIA, M.H.A., SILVA,G., LAMAS,W.Q. Estudo da necessidade de desenvolvimeto de materiais para implantes ósseos de baixo custo econômico. In:The 4th International Congress University Industry Cooperation, Disponível em: < Acesso em 12 set 2013 GEMELI, E. et al.,microstructural study of a titanium-based biocomposite produced by the powder metallurgy process with TiH 2 and nanometric β-tcp powders. Materials Science and Engineering C, fev, 2012 GRANDI,G. et al., Comparative Histomorphometric Analysis Betweem (β-tcp Cement and (β-tcp/ha granules in the bone repar of rat calvarie. Materials Research, 2011, 14(6):11-16 GUASTALDI,A.C., APARECIDA,A.H., Fosfato de cálcio de interesse biológico: importância como biomateriais, propriedades e métodos de obtenção de recobrimento. Química Nova, Vol 33, No. 6, , 2010.

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