OBTENÇÃO E CARACTERIZAÇÃO FÍSICA E MECÂNICA DO COMPÓSITO β - TCP/Al 2 O 3

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1 OBTENÇÃO E CARACTERIZAÇÃO FÍSICA E MECÂNICA DO COMPÓSITO β - TCP/Al 2 O 3 1 Fernanda dos Santos de Almeida, 2 Eliandra de Sousa RESUMO - Dentre as cerâmicas à base de fosfato de cálcio, destaca-se o fosfato tricálcico (TCP) em sua forma polimórfica β (β-tcp), que é uma cerâmica bioabsorvível, e tem se mostrado mais adequada para aplicações como implantes temporários, pois apresenta boa estabilidade química e taxa de bioabsorção mais adequada. Entretanto, esta biocerâmica apresenta baixa resistência mecânica. Uma alternativa para melhorar as propriedades mecânicas do β-tcp é o desenvolvimento de materiais compósitos através da adição de uma fase de reforço Al 2 O 3. Este trabalho tem como objetivo a preparação de compósito do tipo β -TCP/Al 2 O 3 para aplicações biomédicas. As amostras foram preparadas na sua forma densa por compactação direta e foram caracterizadas fisicamente por meio de medidas de densidade e porosidade aparente. As fases cristalinas formadas durante a etapa de sinterização (1100, 1200 e 1300 C) foram identificadas por difração de raios-x. A caracterização mecânica obteve-se através do ensaio de compressão. A adição de alumina como fase de reforço estabilizou a fase β-tcp em temperaturas mais elevadas. ABSTRACT - Among the ceramics based on calcium phosphate, highlight the tricalcium phosphate (TCP) in its polymorphic form β (β-tcp), which is a bioabsorbable ceramic, and has proved more suitable for applications such as temporary implants, because it presents good chemical stability and rate bioresorbable more appropriate. However, one of the disadvantages presented by this bioceramics is their limited mechanical strength. An alternative to improve the mechanical properties of β-tcp is the development of composite materials through the addition of a reinforcement phase. This work aims at the preparation of composite β -TCP/Al 2 O 3 for biomedical applications. The samples were prepared in its dense form by direct compression and were physically characterized by measuring density and porosity. The crystalline phases formed during the sintering step (1100, 1200 and 1300 C) were identified by X-ray diffraction. This characterization was obtained by compression test. The addition of alumina as reinforcement phase stabilized the β-tcp at higher temperatures. PALAVRAS-CHAVE: Biocompósito, β-fosfato tricálcico, Alumina. ÁREA DO CONHECIMENTO: Engenharias - Engenharia de Materiais. 1 Faculdade de Engenharias, Arquitetura e Urbanismo - FEAU Engenharia de Materiais 2 Instituto de Pesquisa e Desenvolvimento - IP&D 1

2 1. INTRODUÇÃO Nas últimas décadas os biomateriais têm sido largamente utilizados para melhorar a qualidade de vida das pessoas, como conseqüência dos avanços da medicina moderna. Os biomateriais podem ser definidos como sendo uma substância ou combinação de duas ou mais substâncias, de natureza sintética ou natural, que podem ser utilizados por um período de tempo para melhorar, aumentar ou substituir, parcial ou inteiramente, tecidos ou órgãos [BORETOS e EDEN, 1984]. Esses materiais devem apresentar propriedades físico-químicas, mecânicas e biológicas compatíveis com os tecidos vivos hospedeiros, de modo a estimular uma resposta adequada dos mesmos. Tais propriedades resultam em características de biocompatibilidade. Os biomateriais sintéticos utilizados para fins biomédicos são metais, polímeros, cerâmicos e compósitos, mencionados na Tabela 1 [KAWACHI, 2000; DEE, 2002]. Tabela 1: Aplicações clínicas dos biomateriais sintéticos [KAWACHI, 2000]. Biomaterial Polímeros (Polietileno, poliéster, poliuretano, silicona, PMMA) Metais e ligas (aço inoxidável, ligas de titânio, ligas de cobalto-cromo) Cerâmicas e vidros (alumina, zircônia, fosfatos de cálcio, vidros bioativos) Compósitos (fosfato de cálcio-colágeno, fibra de carbonoresina termofixa, fibra de carbono -resina termoplástico, carbono-carbono) Aplicações Suturas, artérias, veias; maxilofacial (nariz, orelha, maxilar, mandíbula, dente); tendão artificial; oftalmologia Fixação ortopédica (parafusos, pinos, placas, fios, hastes); implantes ortopédicos e dentários Ossos, juntas, dentes, válvulas, vasos sangüíneos e traquéias artificiais Válvula cardíaca artificial; implantes de juntas de joelho As biocerâmicas como os biomateriais de uma maneira geral, 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 2

3 relativamente inertes, bioabsorviveis ou biodegradáveis e bioativas, as quais podem ser empregadas na sua forma densa ou porosa (Tabela 2) [HENCH, 1991]. Tabela 2: Classificação das biocerâmicas [HENCH, 1991]. Biocerâmica Interação com os tecidos Exemplos Não-absorvível ou relativamente inerte (densa ou porosa) Biodegradável ou reabsorvível (densa ou porosa) Bioativa (densa) Não há interações químicas nem biológicas (fixação morfológica) Material implante é degradado e substituído lentamente pelos tecidos Ocorre uma forte ligação na interface tecido-implante (fixação bioativa) Alumina (Al 2 O 3 ) Zircônia (ZrO 2 ) Carbono pirolítico Óxido de titânio (TiO 2 ) Aluminato de cálcio Titanato de cálcio Fosfato tricálcio (TCP) Alumina-cálcio fosfato (ALCAP) Biovidros Vidros Vitrocerâmicos dos sistemas: SiO 2 -CaO-Na 2 O-P 2 O 5 e Li 2 O- ZnO-SiO 2 Hidroxiapatita (HA) Nas cerâmicas relativamente inertes e densas ocorre a formação de uma cápsula de tecido fibroso em volta do implante de espessura variável, não havendo formação de ligação química e interação biológica entre o tecido e o implante. Este tipo de ligação implante-tecido ocorre basicamente por ancoragem mecânica (fixação morfológica). A presença de movimento na interface implante-tecido pode levar eventualmente a deterioração do implante ou do tecido ou de ambos, o que em longo prazo pode levar ao rompimento da interface e conseqüentemente falha do implante. As cerâmicas relativamente inertes são geralmente utilizadas em aplicações ortopédicas, pois apresentam boa resistência ao desgaste e à corrosão [HENCH, 1991, BILLOTTE, 2003]. Nas cerâmicas porosas para intracrescimento ocorre o crescimento do tecido na superfície dos poros ou através do implante, sendo este método de fixação denominado de fixação biológica. Os materiais com este tipo de ligação são capazes de suportar esforços mecânicos maiores que os materiais com fixação mecânica, pois formam uma região de interface maior, pelo crescimento do tecido dentro do material. Para que ocorra crescimento normal de tecido em cerâmicas relativamente inertes e porosas é requerido que o tamanho de poro seja na ordem de 100 a 250 µm, pois o tecido vascular 3

4 não cresce em poros menores que 100 µm. Se ocorrer movimento relativo, mesmo em microescala, na interface do implante que ocasione lesão ao tecido, o suprimento de sangue pode ser interrompido, o que causará a morte do tecido formado na porosidade do implante, gerando processos inflamatórios na região e a perda da estabilidade interfacial [HENCH, 1991]. 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 o entendimento do processo necessário para o controle da 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. Esses materiais são utilizados na liberação de fármacos, recuperação óssea danificada devido à doença ou trauma, recuperação de defeitos maxilofacial e dentários, entre outras [HENCH, 1991, BILLOTTE, 2003]. As cerâmicas bioativas são empregadas com o objetivo de se provocar uma reação controlada na superfície do implante que resulte numa ligação química direta entre este e os tecidos vizinhos [HENCH, 1991; MARIOLANI, 2000, YAMAMURO, 2004]. Os fatores (força da ligação, mecanismo de ligação e espessura da zona de ligação) que determinam a reatividade desta classe de materiais podem ser controlados pela composição, forma e fases das mesmas. Esses materiais são utilizados no recobrimento de próteses metálicas, na reconstrução de defeitos dentários, como placas e parafusos ortopédicos, entre outras. A Figura 1 apresenta exemplos de aplicações de materiais biocerâmicos em peças constituintes de próteses combinadas (metal/cerâmica/polímeros), próteses totalmente cerâmicas e substituição óssea, no caso dos materiais biocerâmicos bioabsorviveis. 4

5 Figura 1: Exemplos de aplicações de materiais biocerâmicos: a) Articulações de quadril cerâmicoem-cerâmicas, b) Coroa parafusada e o componente cerâmico de alumina e c) Osteointegração da biocerâmica de fosfato de cálcio e a viabilidade e remodelação tecidual óssea. Fonte: Einco Bio ( As biocerâmicas a base de fosfato de cálcio são as mais utilizadas na substituição e regeneração de tecidos ósseos, devido a sua boa biocompatibilidade e biodegradabilidade, além da ausência de toxicidade local ou sistêmica e uma capacidade de ligar-se ao tecido hospedeiro ou ser absorvida pelo tecido vivo [ZHANG, 2007; HENCH e WILSON, 1993]. Dentro desta classe de biocerâmica destaca-se o fosfato tricálcico (TCP), devido a sua característica de ser bioabsorvível e biocompatível. Este material 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 1180 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) (Figura 2) [KALITA, 2007]. Dentre as três fases polimórficas, a que desperta maior interesse é a fase -TCP, pois apresenta estabilidade química e velocidade de reabsorção mais adequada para aplicações em implantes ósseos. Entretanto, este material apresenta uma limitação em seu processamento, a qual 5

6 está relacionada com a temperatura na qual ocorre a transformação ( ). Ao sofrer a transformação polimórfica, da fase beta para a fase alfa, o fosfato tricálcico passa de uma estrutura romboédrica ( = 3,07 g/cm 3 ) para uma estrutura monoclínica ( = 2,87 g/cm 3 ), ocorrendo uma expansão na sua estrutura [ELLIOT, 1994]. Essa transformação polimórfica ocasiona uma série de microtrincas na estrutura do material, reduzindo assim a sua resistência mecânica. Figura 2: Geometria das células unitárias para as fases polimórficas do -TCP: a) Estrutura cristalina romboédrica e b) Estrutura cristalina monoclínica. Uma alternativa para melhorar as propriedades mecânicas do -TCP, é o desenvolvimento de materiais compósitos através da adição de uma fase de reforço [CHIBA, 2003, EVIS e DOREMUS, 2007, FIDANCEVSKA, 2007]. Entre as diferentes fases de reforço (alumina, dióxido de titânio, óxido de zircônio), a alumina se destaca devido à combinação de excelente resistência à corrosão, boa biocompatibilidade, alta resistência ao desgaste, alta resistência mecânica à compressão e alta dureza [AYED e BOUAZIZ, 2008; CHIBA, 2003]. Diante deste contexto, o objetivo deste trabalho concentra-se na obtenção de compósitos cerâmicos, visando a melhora das propriedades mecânicas da matriz β-fosfato tricálcico ( -TCP), pela incorporação de partículas de alumina (Al 2 O 3 ). 6

7 2. METODOLOGIA 2.1 Preparação dos biocompósitos As diferentes composições do biocompósito β-tcp/al 2 O 3 foram preparadas através da mistura a seco das matérias-primas comerciais, TCP (Sigma-Aldrich) e Al 2 O 3 (Alcoa), em um almofariz de ágata (Tabela 3). Tabela 3: Diferentes composições estudadas do biocompósito β-tcp/al 2 O 3. Amostras β-tcp (%-massa) Al 2 O 3 (%-massa) Após a realização da etapa de mistura e homogeneização, cada mistura de pó foi conformada por compactação uniaxial em uma matriz cilíndrica de 10 mm de diâmetro sob pressão constante de 50 MPa, seguida de prensagem isostática, com pressão de 200 MPa. Foi utilizado como lubrificante uma solução de 0,5% de estearato de zinco. As amostras compactadas foram aquecidas ao ar, com uma taxa de aquecimento inicial de 1 C/min até 450 C, na qual permaneceram por 1 hora para a eliminação do aditivo. Por fim, aplicou-se uma taxa de 5 C/min até as temperaturas de sinterização 1100, 1200 e 1300 ºC, onde permaneceram por 2 h. Para a sinterização das amostras foi utilizado um forno Lindberg/Blue M, modelo BF51524C 1700 ºC, o qual encontra-se disponível na UNIVAP/FEAU. O resfriamento seguiu-se inercialmente até a temperatura ambiente Caracterização dos biocompósitos Medidas de densidade e porosidade aparente As medidas de densidade e porosidade aparente dos biocompósitos cerâmicos sinterizados foram obtidas através do método por imersão utilizando o principio de Arquimedes. Para cada 7

8 composição e temperatura de sinterização estudada foram utilizadas 6 amostras. Para os cálculos de densidade e porosidade aparente foram utilizadas as Equações 1 e 2, respectivamente. Ms DA HO 2 (1) MuMi MuMs P (%) 100(2) MuMi onde: DA é a densidade aparente (g/cm 3 ), P(%) é a porosidade aparente em porcentagem, Ms é a massa seca (g), Mu é a massa da amostra após permanecer imersa em água durante 24 h, Mi é a massa da amostra imersa em água e ρ H2O é a densidade da água na temperatura em que foi realizada a medida (g/cm 3 ) Difração de raios-x Para monitorar as transformações de fases ocorridas nas diferentes composições dos biocompósitos cerâmicos após a sinterização, análises de difração de raios X foram realizadas em um difratômetro de raios X da marca Shimadzu, modelo XRD 6000 (disponível na UNIVAP/IP&D) utilizando um tubo de cobre (radiação CuKα), potência de 40 kv e 30 ma. As condições de ensaio foram: passo de 0,02, tempo de interação de 1 s e intervalo de medida em 2θ, de 10 a 60. Para identificação das fases cristalinas formadas foram utilizadas as fichas contidas no banco de dados JCPDS Ensaios de compressão A resistência mecânica foi avaliada por ensaio de compressão uniaxial utilizando-se 6 corpos cilíndricos (12 mm de diâmetro e 7 mm de altura) por temperatura de sinterização e composição do biocompósito, em uma máquina de ensaios universal (Instron, Model 5500R, CTA- ITA) a temperatura ambiente. Esses ensaios foram realizados com velocidade de carregamento de 0,5 mm/min. As amostras foram submetidas a um processo de acabamento superficial, o qual 8

9 consistia em lixamento de suas faces. Este procedimento tem o objetivo de minimizar os defeitos que podem influenciar o comportamento das amostras submetidas ao ensaio de compressão. 3. RESULTADOS E DISCUSSÃO 3.1 Medidas de densidade e porosidade aparente Os valores de densidade e porosidade aparente, obtidos através do método de Arquimedes para o -TCP puro e as diferentes composições dos biocompósitos -TCP/Al 2 O 3 são apresentados na Figura 3. Observa-se que à medida que a temperatura de sinterização aumenta os valores de densidade também aumentam. Porém, uma diminuição nos valores de densidade ocorreu quando diferentes quantidades da fase de reforço foram adicionadas ao -TCP. Os resultados de porosidade estão de acordo com os resultados de densidade, ou seja, quanto maior o valor de porosidade, menor a densidade do compósito. Para a temperatura de sinterização de 1100 C observa-se um aumento de aproximadamente 3,4% nos valores de porosidade na presença das diferentes proporções da fase de reforço. Para as temperaturas de 1200 C e 1300 C o aumento foi de 11,5 e 15,6%, respectivamente. Este aumento na porosidade das amostras se deve ao fato da alumina encontrar-se pré sinterizada nas temperaturas estudadas, as quais estão abaixo da temperatura de sinterização da alumina ( C). Também foi possível observar que para todas as condições estudadas, a porosidade das diferentes composições do biocompósito -TCP/Al 2 O 3 foi maior que a porosidade do TCP puro. Ayed e Bouaziz [2008] encontraram resultados semelhantes de densidade e porosidade aparente quando avaliaram o efeito da adição de alumina na matriz de fosfato de cálcio-flúor apatita. Para quantidades menores que 2,5 e 5% em peso de alumina, foi observado uma pequena redução na porosidade das amostras sinterizadas a 1300 C. No entanto, quantidades superiores a 10 % em peso provocaram um aumento na porosidade das amostras. 9

10 Porosidade aparente (%) Densidade aparente (g/cm 3 ) 2,8 2,6 -TCP -TCP/Al2O3 (90:10) -TCP/Al2O3 (80:20) -TCP/Al2O3 (70:30) 2,4 2,2 2, Temperatura de Sinterizaçao ( o C) Figura 3: Densidade e porosidade aparente do -TCP e das diferentes composições dos biocompósitos -TCP/Al 2 O Difração de raios-x A Figura 4 apresenta os difratogramas do TCP sinterizado em diferentes temperaturas. Os picos identificados estão associados com as fases cristalinas -fosfato tricálcico (Ca 3 (PO 4 ) 2, JCPDS ) e -fosfato tricálcico (Ca 3 (PO 4 ) 2, JCPDS ). A fase -TCP apenas foi detectada na temperatura de sinterização de 1300 C. O mesmo resultado foi encontrado por Acchar e Ramalho [2008] quando este avaliou a influencia do MnO 2 na sinterização do fosfato de cálcio. No entanto, Ryu e colaboradores [2002] observaram a transformação da fase β α na temperatura de 1200ºC por 2 horas. 10

11 Intensidade (u.a.) Intensidade (u.a.) // // 1300 C // // 1300 C // 1200 C 1200 C 1100 C 1100 C Graus Graus Figura 4: Difratogramas de raios X do TCP sinterizado em diferentes temperaturas. -TCP; // - TCP. A Figura 5 apresenta os difratogramas das diferentes composições dos biocompósitos - TCP/Al 2 O 3 sinterizadas em diferentes temperaturas. Os picos identificados estão associados com as fases cristalinas -fosfato tricálcico (Ca 3 (PO 4 ) 2, JCPDS ), -fosfato tricálcico (Ca 3 (PO 4 ) 2, JCPDS e óxido de alumínio (Al 2 O 3, JCPDS ). Para as diferentes composições dos biocompósitos -TCP/Al 2 O 3 não foi observada a presença da fase α-tcp, mesmo para a temperatura de sinterização de 1300 C. Isso mostra que a Al 2 O 3 deslocou a temperatura de transformação de fase ( ) do TCP para temperaturas mais elevadas. 11

12 Intensidade (u.a.) Intensidade (u.a.) Intensidade (u.a.) Intensidade (u.a.) Intensidade (u.a.) Intensidade (u.a.) T= 1100 O C T= 1200 O C -TCP/Al203 (70:30) -TCP/Al203 (70:30) -TCP/Al203 (80:20) -TCP/Al203 (80:20) -TCP/Al203 (90:10) -TCP/Al203 (90:10) TCP TCP (Graus) 2 (Graus) T= 1300 O C // -TCP/Al203 (70:30) -TCP/Al203 (80:20) -TCP/Al203 (90:10) TCP (Graus) T= 1100 O C -TCP/Al203 (70:30) T= 1200 O C -TCP/Al203 (70:30) -TCP/Al203 (80:20) -TCP/Al203 (80:20) -TCP/Al203 (90:10) -TCP/Al203 (90:10) TCP TCP (Graus) (Graus) T= 1300 O C -TCP/Al203 (70:30) -TCP/Al203 (80:20) -TCP/Al203 (90:10) TCP (Graus) Figura 5: Difratogramas de raios X das diferentes composições dos biocompósitos -TCP/Al 2 O 3 sinterizadas em diferentes temperaturas. -TCP; // -TCP; Al 2 O Ensaios de compressão O comportamento mecânico do TCP e das diferentes composições dos biocompósitos - TCP/Al 2 O 3 é mostrado na Figura 6. Observa-se que a composição e a temperatura de sinterização têm influencia notável na resistência mecânica das amostras. Para as amostras de TCP sem adição de alumina observa-se um aumento significativo na resistência mecânica quando a temperatura de sinterização passa de 1100 C para 1200 C. Este aumento está associado ao processo de densificação que ocorre em temperaturas mais elevadas e está em acordo com os valores de porosidade apresentados anteriormente. No entanto, para a temperatura de 1300 C verifica-se uma redução drástica no valor de resistência mecânica. Esta redução se deve a transformação da fase para a fase α que provoca microtrincas no material 12

13 Resistência à compressão (MPa) devido à expansão que ocorre em sua estrutura, conseqüentemente uma diminuição na densidade do material, conforme mencionado na introdução de trabalho. Para as diferentes composições dos biocompósitos -TCP/Al 2 O 3 verifica-se que à medida que a temperatura de sinterização aumenta, os valores de resistência mecânica também aumentam. Porém, observa-se que nas temperaturas de sinterização de 1100 e 1200 C ocorreu uma diminuição nos valores de resistência mecânica dos biocompósitos quando comparados com os valores de resistência do TCP puro. Mas para a temperatura de sinterização de 1300 C os valores de resistência dos biocompósitos foram maiores do que o TCP puro. O maior valor de resistência mecânica foi encontrado para o TCP puro sinterizado a 1200 C. Com base nos valores de porosidade, verifica-se que quando a temperatura aumenta de 1100 C para 1200 C ocorreu uma redução de 10% no valor de porosidade, o que acasionou um aumento significativo na resposta mecânica do TCP puro, lembrando que essas propriedades são inversamente proporcionais. Mas para as diferentes composições dos biocompósitos apenas uma redução de 2% na porosidade foi verificada, a qual não influenciou significativamente na resposta mecânica. Apesar do maior valor de resistência mecânica ter sido encontrado para o TCP puro sinterizado a 1200 C, a alumina se mostrou eficiente como agente de reforço para a tempertura de 1300 C e cabe ressaltar que esta também conseguiu deslocar para temperaturas maiores que 1300 a transformação da fase α TCP -TCP/Al203 (90:10) -TCP/Al203 (80:20) -TCP/Al203 (70:30) Temperatura de sinterização ( C) Figura 6: Resistência à compressão do -TCP e das diferentes composições dos biocompósitos - TCP/Al 2 O 3 sinterizadas em diferentes temperaturas. 13

14 CONCLUSÃO Com base nos resultados obtidos pode-se concluir que tanto a composição quanto a temperatura de sinterização, influenciaram no processo de densificação do biocompósito -TCP/Al 2 O 3. Para cada temperatura estudada, a porosidade das diferentes composições dos biocompósitos - TCP/Al 2 O 3 aumenta à medida que a fase de reforço é incorporada na matriz. Apesar da fase de reforço não ocasionar uma melhora na densificação das amostras, esta conseguiu estabilizar a fase -TCP na temperatura de 1300 ºC. A temperatura de 1300 C se mostrou mais adequada para a fabricação do biocompósito - TCP/Al 2 O 3, pois nesta temperatura houve um aumento nas propriedades mecânicas dos biocompósitos preparados em diferentes proporções, 90:10, 80:20 e 70:30 quando comparados com o TCP puro. AGRADECIMENTOS A Profa. Dra Eliandra de Sousa, pela orientação, sugestões e total dedicação durante a realização deste trabalho. As alunas Vanessa Guido do 4º Ano do Curso de Engenharia de Materiais e Paula Lopes Rodrigues da Pós-Graduação em Bioengenharia, pelo auxilio na realização deste trabalho. Aos profissionais que integram a equipe do Instituto de Pesquisa e Desenvolvimento da Universidade do Vale do Paraíba. Aos amigos do Laboratório Químico da Garantia da Qualidade da Johnson & Johnson pelo total apoio e amizade. Aos amigos e alunos do Curso de Engenharia de Materiais 2010, da UNIVAP Urbanova por todo apoio e amizade nestes 5 anos de convivência. A minha família, aos presentes e aos ausentes, que sempre acreditaram na realização deste sonho, principalmente Marli dos Santos, minha mãe. A DEUS por permitir que mais essa etapa da minha vida seja alcançada. A todos que ajudaram direta ou indiretamente na realização deste trabalho. 14

15 REFERÊNCIAS ACCHAR, W., RAMALHO, E.G. Effect of MnO2 addition on sintering behavior of tricalcium phosphate: Preliminary results. Materials Science and Engineering C, v. 28, p , AYED, F.B.; BOUAZIZ, J. Sintering of tricalcium phophaste-fluorapatite composites by addition of alumina. Ceramics International, v. 34, p , BILLOTTE, W.G. Ceramic biomaterials. In: PARK, J.B.; BRONZINO, J.D (Eds.) Biomaterials: principles and applications. Boca Raton: CRC Press, p , BORETOS, J.W.; EDEN, M. Contemporary biomaterials, materials and host response, clinical applications, new technology and legal aspects. New Jersey: Noyes Publications, Park Rigde, p CALLISTER JUNIOR, William D; SOARES, Sérgio Murilo Stamile (Trad.). Ciência e engenharia de materiais: uma introdução. 7. ed. Rio de Janeiro: LTC, p. : ISBN (broch.) CHIBA, A.; KIMURA, S.; RAGHUKANDAN, K.; MORIZONO, Y. Effect of alumina addition on hydroxyapatite biocomposites fabricated by underwater-shock compaction. Materials Science Engineering A, v. 350, p , DEE, K.C; PULEO, D.A; BIZIOS, R. An introduction to tissue-biomaterial interactions. Hoboken, N.J.: Wiley-Liss, p ELLIOT, J.C. Structure and chemistry of the apatites and other calcium orthophosphates. Amsterdam: Elsevier Science B.V., (Studies in inorganic chemistry, v. 18). EVIS, Z. DOREMUS, R.H. A study of phase stability and mechanical properties of hydroxyapatitenanosize -alumina composites. Materials Science and Engineering C, v. 27, p , FIDANCEVSKA, E.; RUSESKA, G.; BOSSERT. J.; LIN, Y.M.; BOCCACCINI, A.R. Fabrication and characterization of porous bioceramic composites based on hydroxyapatite and titania. Materials Chemistry and Physics, v. 103, p ,

16 HENCH,L.L.; WILSON,J. Introduction to bioceramics. Singapore: Word Scientific Publishing Co. Pte. Ltd., p. 1-15, KALITA, S.J.; BHARDWAJ, A.; BHATT, H.A. Nanocrystalline calcium phosphate ceramics in biomedical engineering. Materials Science and Engineering C, v. 27, p , KAWACHI, E.Y.; BERTRAN, C.A.; REIS, R.R.; ALVES, O.L. Biocerâmicas: tendências e perspectivas de uma área interdisciplinar. Química Nova, v. 23, n. 4, p , ORÉFICE, R L.; PEREIRA, M M, MANSUR, H S. Biomateriais: fundamentos e aplicações. Rio de Janeiro: Cultura Médica, p. : ISBN (broch.) RYU, H.S.; YOUN, H.J.; HONG, K.S.; CHANG, B.S.; LEE, C.K.; CHUNG, S.S. An improvement in sintering property of β-tricalcicum phosphate by addition of calcium pyrophosphate. Biomaterials, v. 23, p , ZHANG, F.; CHANG, J.; LU, J.;LIN, K.; NING, C. Bioinspired structure of bioceramics for bone regeneration in load-bearing sites. Acta Biomaterialia, v. 3, 6, p ,