TALITA KATHLEEN CORREIA DE SOUSA Modificação de superfície de suportes de regeneração óssea da liga de Ti-6Al-4V empregando oxidação anódica Guaratinguetá – SP 2022 Talita Kathleen Correia de Sousa Modificação de superfície de suportes de regeneração óssea da liga Ti-6Al-4V empregando oxidação anódica Dissertação apresentada à Faculdade de Engenharia do Campus de Guaratinguetá, Universidade Estadual Paulista, para obtenção do título de Mestre em Engenharia Mecânica na área de Materiais. Orientador (a): Profª. Dra. Ana Paula Rosifini Alves Claro Coorientador (a): Dr. Guilherme Arthur Longhitano Guaratinguetá SP 2022 DADOS CURRICULARES TALITA KATHLEEN CORREIA DE SOUSA NASCIMENTO 04/07/1995 – Roseira / SP FILIAÇÃO Anderson Mauricio Cortez de Sousa Mara Lucia Correia 2013/2016 Bacharelado em Design Centro Universitário Teresa D'Ávila (UNIFATEA) 2019/2022 Curso de Pós-Graduação em Engenharia Mecânica, nível de Mestrado, na Faculdade de Engenharia do Campus de Guaratinguetá da Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita Filho” (UNESP) dedico este trabalho de modo especial, à minha avó, Maria do Carmo Fernandes. AGRADECIMENTOS À minha orientadora Profª. Drª. Ana Paula Rosifini Alves Claro e ao meu coorientador Guilherme Arthur Longhitano por todo incentivo, motivação e dedicação; À minha avó Maria do Carmo Fernandes por sempre me apoiar em minha trajetória acadêmica e a Dra. Elisabeth Tavares Granado por todo suporte e por me abrigar em Guaratinguetá durante esses anos de estudo; aos amigos do Grupo de Biomateriais pelo apoio e ajuda; ao Paulo Inforçatti e Marcelo Oliveira do Centro de Tecnologia de Informação (CTI) Renato Archer por possibilitarem a produção e fabricação das amostras via EBM; à Prof.(a) Geraldine Merle da Polytechnique Montréal (Canadá) pela oportunidade de fazer parte de seu grupo de pesquisa para a realização do estágio de pesquisa; ao Prof. Dr. Roberto Zenhei Nakazato por toda a contribuição durante o desenvolvimento do trabalho; ao Prof. Dr. Luís Rogério de Oliveira Hein, pela colaboração na microscopia eletrônica de varredura. a Dra. Gislene, do Laboratório Associado de Sensores e Materiais (LAS), no Instituto Nacional de Pesquisas Espaciais (INPE) pela colaboração na microscopia eletrônica de varredura. ao Departamento de Materiais e Tecnologia - FEG/UNESP, especialmente aos técnicos, pela dedicação e colaboração na realização das etapas deste trabalho; aos funcionários da Biblioteca do campus de Guaratinguetá pela dedicação, presteza e principalmente pela vontade de ajudar; aos funcionários da Faculdade de Engenharia do Campus de Guaratinguetá (FEG/UNESP) pela dedicação e alegria no atendimento; ao CTI Renato Archer pela parceria e produção das amostras utilizadas nesta pesquisa. O presente trabalho foi realizado com apoio da Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior- Brasil (CAPES) - código de financiamento 001. “Nunca estou realmente satisfeita quanto a entender alguma coisa; porque, até onde entendo, a minha compreensão só pode ser uma fração infinitesimal de tudo o que eu quero compreender.” Ada Lovelace RESUMO A Manufatura Aditiva (MA) permite a fabricação de estruturas altamente complexas - a partir de modelos computacionais em 3D - o que é particularmente útil na Medicina 4.0 e principalmente na aplicação na área de biomateriais. Estruturas celulares são suportes que podem auxiliar a regeneração óssea - e são difíceis ou impossíveis de se produzir usando técnicas tradicionais de fabricação. Atualmente, existem diversas técnicas de MA para materiais metálicos que são viáveis para a fabricação de estruturas celulares. A liga Ti-6Al- 4V é uma das principais ligas de titânio utilizadas e estudadas na área de biomateriais. Apenas a geometria da estrutura celular e a composição do material não são o suficiente para a indução da regeneração óssea. Técnicas de modificação de superfície vem sendo estudadas há anos para melhorar a resposta celular e auxiliar a regeneração óssea. A proposta dessa pesquisa é avaliar a influência do tratamento de superfície de oxidação anódica em estruturas celulares da liga Ti-6Al-4V produzidas por fusão de feixe de elétrons (EBM). Foram realizados estudos a fim de encontrar os parâmetros ideais para a aplicação do tratamento de superfície. Variou- se a composição do eletrólito, tempo, tensão e agitação. As amostras foram analisadas por meio de microscopia eletrônica de varredura (MEV) para avaliação da superfície. Foi possível observar a formação de nanotubos TiO2 utilizando a condição PQAN3. Os parâmetros e soluções para a anodização utilizados para o TiCP, validaram-se para amostras na liga Ti-6Al-4V fabricadas por manufatura aditiva independentemente do processo de fabricação ou da geometria da estrutura celular. PALAVRAS-CHAVE: Estruturas celulares de Ti-6Al-4V. Implantes Metálicos. Regeneração óssea. Manufatura Aditiva. Tratamento de Superfície. Biomateriais. ABSTRACT Additive Manufacturing (AM) allows the fabrication of highly complex structures from 3D computational models, which is particularly useful in Medicine 4.0 and especially in the application in the area of biomaterials. Lattice Structures are supports that can aid bone regeneration, and are difficult or impossible to produce using traditional fabrication techniques. Currently, there are several AM techniques for metallic materials that are viable for the fabrication of these cell structures. The Ti-6Al-4V alloy is one of the main titanium alloys used and studied in the area of biomaterials. The geometry of the cell structure and the composition of the material alone are not enough to induce bone regeneration. Surface modification techniques have been studied for years to improve cellular response and aid bone regeneration. The purpose of this research is to evaluate the influence of anodic oxidation surface treatment on cellular structures of Ti-6Al-4V alloy produced by electron beam melting (EBM). Preliminary studies were carried out in order to find the ideal parameters for the application of the surface treatment. The composition of the electrolyte, time, voltage and agitation were varied. The samples were analyzed using scanning electron microscopy (SEM) for surface evaluation. It was possible to observe the formation of TiO2 nanotubes using the PQAN3 condition. The parameters and solutions for anodizing used for TiCP were validated for samples in Ti-6Al-4V alloy manufactured by additive manufacturing regardless of the manufacturing process or the geometry of the cell structure. KEYWORDS: Ti-6Al-4V Cell Structures. Metallic Implants. Bone Regeneration. Additive Manufacturing. Surface Treatment. Biomaterials. LISTA DE FIGURAS Figura 1 – (a) pé direito com área de amputação bem curada, coberta por uma camada de pele intacta; (b) prótese de madeira e couro fixada ao pé; (c) superfície da prótese, demonstrando abrasão na madeira; (d) radiografia mostrando a amputação de longa .................................... 20 Figura 2 – Evolução da área de biomateriais ............................................................................ 23 Figura 3 – (a) representação gráfica da composição do tecido ósseo (b) MEV representando o osso compacto e osso esponjoso (cortical) ............................................................................... 26 Figura 4 – Alteração alotrópica do titânio, representação da estrutura hexagonal compacta (HC) e estrutura cúbica de corpo centrado (CCC) ................................................................... 28 Figura 5 – Estruturas cristalinas do TiO2: (a) rutilo (tetragonal), (b) anatase (tetragonal) (c) broquita (ortorrômbica) ............................................................................................................ 29 Figura 6 – Influência dos elementos em diagramas de fase genérico de ligas de Titânio ........ 30 Figura 7 – Diagrama de fases para adições de um elemento beta estabilizador. A linha Ms representa a temperatura de formação da martensita ................................................................ 31 Figura 8 – Micrografia da Martensita acicular (α’) formada a partir do resfriamento rápido da fase β na liga Ti- 6Al-4V ELI, produzida por meio do processo de DMLS ............................ 31 Figura 9 – Aplicações do titânio e suas ligas como biomaterial .............................................. 34 Figura 10 – Algumas das atuais variações da nomenclatura da área de MA ........................... 36 Figura 11 – Dinheiro gasto anualmente na produção de peças finais pela AM em todo o mundo. (os valores estão em bilhões de dólares americanos) .................................................. 37 Figura 12 – Representação das etapas de fabricação camada a camada da MA a partir de um modelo em CAD ....................................................................................................................... 38 Figura 13 – (a) Esquema de fusão por feixe de elétrons (EBM) .............................................. 43 Figura 14 – Fluxograma do processo de design, fabricação e implantação do biomodelo de calota craniana de Ti- 6Al-4V ELI produzidos por MA .......................................................... 49 Figura 15 – Osseointegração adequada entre implante metálico e osso ................................... 50 Figura 16 – Insucesso dos implantes ........................................................................................ 50 Figura 17 – Representação de uma célula utilizada para a oxidação anódica .......................... 52 Figura 18 a) mecanismo de formação do óxido no metal, b) morfologias obtidas por anodização eletroquímica - um filme de óxido compacto, uma camada de óxido porosa desordenada, uma camada nanoporosa ordenada ou uma camada nanotubular ordenada ....... 53 Figura 19 – Estágios de formação de camadas porosas e nanotubos ....................................... 54 Figura 20 – Gerações de Nanotubos de TiO2 ........................................................................... 56 Figura 21 – Fluxograma da metodologia aplicada neste trabalho ............................................ 57 Figura 22 – Visão superior e isométrica do projeto em CAD da estrutura celular ................... 58 Figura 23 – EBM Arcam - GE Additive Modelo Q10 Plus ..................................................... 58 Figura 24 – Amostras com resíduos do processo de produção via EBM ................................. 59 Figura 25 – Processo de jateamento ......................................................................................... 60 Figura 26 – Amostras após o processo de jateamento .............................................................. 60 Figura 27 – Amostras imersas na solução sob um agitador magnético para limpeza química 61 Figura 28 – (a) Célula de anodização, constituída por uma fonte corrente contínua, um eletrodo auxiliar de platina e o eletrodo de trabalho contendo a amostra de Ti-6Al-4V e (b) Célula de anodização utilizando um agitador magnético ......................................................... 62 Figura 29 – Forno mufla EDG para cristalização da camada de TiO2 ..................................... 64 Figura 30 – Amostras sobre uma placa de Ti, inseridas no forno mufla EDG para o processo de calcinação............................................................................................................................. 64 Figura 31 – (a) Microscópio Eletrônico de Varredura modelo Zeiss EVO LS15 da e Microscópio eletrônico de varredura de emissão de campo MIRA3 – Tescan ........................ 65 Figura 32 – Amostras sem irregularidades, fabricadas via EBM ............................................. 67 Figura 33 – (a) e (b) Análise macrográfica da célula unitária cúbica e diamante e (b) e (c) estrutura de diamante as-built comparada a amostra reciclada ................................................ 68 Figura 34 – (a), (b) e (c) - MEV da célula unitária cúbica AB produzida via DMLS e (d), (e) e (f) célula unitária diamante AB produzida via DMLS ............................................................. 69 Figura 35 – MEV da estrutura celular AB produzida via EBM ............................................... 70 Figura 36 – (a) estrutura celular AB e (b) estrutura celular com PQ ........................................ 70 Figura 37 – Análise da superfície da célula unitária cúbica utilizando o PQAN1 ................... 71 Figura 38 – Análise da superfície da célula unitária diamante utilizando o PQAN2 ............... 72 Figura 39 – Análise da superfície da célula unitária cúbica produzida via DMLS utilizando o PQAN3 ..................................................................................................................................... 73 Figura 40 – Análise da superfície da estrutura celular produzida via EBM utilizando o parâmetro 3 ............................................................................................................................... 74 file://///Users/talitakathleen/Downloads/FINAAAL/Dissertação%20Final_TalitaCorreia_me_materiais.docx%23_Toc110523133 LISTA DE QUADROS Quadro 1 – Algumas aplicações dos biomateriais e suas respectivas classificações ............... 24 Quadro 2 – Comparação entre o osso e os materiais empregados na área biomédica ............. 32 Quadro 3 – Propriedades do Ti-6Al-4V comercial .................................................................. 33 Quadro 4 – Normas ASTM de titânio e ligas à base de titânio utilizadas como implantes cirúrgicos em dispositivos ortopédicos..................................................................................... 34 Quadro 5 – Classificação das tecnologias MA por princípios para adição e adesão do material .................................................................................................................................................. 40 Quadro 6 – Resumo dos processos de manufatura aditiva de metal ........................................ 46 Quadro 7 – Métodos de modificação de superfície empregados para titânio e suas ligas........ 51 Quadro 8 – Características do processamento da EBM ........................................................... 59 Quadro 9 – Resumo das condições realizadas .......................................................................... 63 LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS μCT – Microtomografia Computadorizada BJ – Binder Jetting CAD – Computer-aided Design CAM – Fabricação Assistida por Computador CNC – Controle Numérico por Computador CT – Tomografia Computadorizada DED – Deposição de energia dirigida DICOM – Digital Imaging and Communication in Medicine ELI – Extra low interstitial FEG – Faculdade de Engenharia de Guaratinguetá MA – Manufatura Aditiva PBF – Fusão em Leito de pó (Powder Bed Fusion) RM – Ressonância Magnética SL – Sheet lamination SLA – Estereolitografia STL – Standard Triangularization Language TiCP –Titânio Comercialmente Puro UNESP – Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita Filho” UV – Luz Ultravioleta LISTA DE SÍMBOLOS α – Fase com estrutura hexagonal compacta α' – Estrutura metaestável martensita hexagonal α’’ – Estrutura metaestável martensita ortorrômbica β – Fase com estrutura cúbica de corpo centrado β’ – Estrutura metaestável com estrutura cúbica de corpo centrado βe – Ponto crítico de estabilização da fase β βm – Ponto crítico de supressão da transformação martensítica por resfriamento rápido E – Módulo de elasticidade ε – Deformação Ms – Linha de transformação martensítica a partir do resfriamento rápido σe – Limite de escoamento σmáx – Limite de resistência ω – Fase metaestável com estrutura cúbica de corpo centrado distorcida SUMÁRIO 1 INTRODUÇÃO ...................................................................................................... 17 1.1 OBJETIVOS ............................................................................................................ 19 1.1.1 Objetivos específicos .............................................................................................. 19 2.1 BIOMATERIAIS E SUAS APLICAÇÕES ............................................................ 20 2.1.1 Tecido Ósseo ........................................................................................................... 25 2.1.1.1 Osseointegração ...................................................................................................... 26 2.2 TITÂNIO E SUAS LIGAS..................................................................................... 27 2.2.1 Liga Ti-6Al-4V ...................................................................................................... 32 2.2.1.1 Utilização do titânio na área médica ....................................................................... 33 2.3 MANUFATURA ADITIVA................................................................................... 36 2.3.1. Técnicas de Manufatura Aditiva ........................................................................ 39 2.3.1.1 Fusão por feixe de elétrons (Electron Beam Melting - EBM) ............................... 42 2.3.1.1.1 Manufatura Aditiva na área médica ..................................................................... 48 2.4 ANODIZAÇÃO ELETROQUÍMICA .................................................................... 52 2.4.1 Parâmetros do processo de oxidação anódica .................................................... 54 3 MATERIAIS E MÉTODOS ................................................................................ 57 3.1 PROJETO EM CAD ............................................................................................... 57 3.2 PRODUÇÃO DAS AMOSTRAS ........................................................................... 58 3.2.1 Limpeza e polimento químico .............................................................................. 59 3.4 CARACTERIZAÇÃO DE SUPERFÍCIE ............................................................... 65 4 RESULTADOS E DISCUSSÃO .......................................................................... 66 4.1 OBTENÇÃO DAS AMOSTRAS ........................................................................... 67 4.2 ANÁLISE DE SUPERFÍCIE DE AMOSTRAS PRODUZIDAS VIA DMLS E EBM.......................................................................................................................................... 67 5 CONCLUSÃO ....................................................................................................... 75 REFERÊNCIAS ...................................................................................................... 76 17 1 INTRODUÇÃO Com o aumento da expectativa de vida e o envelhecimento da população, e considerando o aumento do número de acidentes com a população idosa, há um crescimento da demanda pela pesquisa de novos materiais e técnicas para obtenção de novos produtos na área médica que auxiliem o tratamento e melhorem a qualidade de vida da população. Atualmente, na Medicina 4.0, a tendência é a fabricação de implantes personalizados por meio de técnicas de Manufatura Aditiva (MA), que economiza tempo e pode reduzir os custos. O desenvolvimento de estruturas celulares vem sendo explorado, pois busca morfologias e propriedades próximas às dos tecidos ósseos, auxiliando a osseointegração devido às suas geometrias complexas. De modo geral, a tecnologia de Manufatura Aditiva tem como princípio básico de funcionamento a geração de objetos tridimensionais (3D) por meio de processo de adição de material camada por camada. As características dessa tecnologia tornam-a adequada para aplicações biomédicas. A capacidade de fabricar estruturas altamente complexas a partir de modelos computacionais em 3D é particularmente útil na fabricação de modelos de órgãos, estruturas celulares de engenharia de tecidos com arquiteturas altamente irregulares e hierárquicas difíceis ou impossíveis de se produzir usando técnicas tradicionais de fabricação (CUNICO, 2015; ZHANG, 2017). A técnica de Fusão por Feixe de Elétrons (Electron Beam Melting - EBM) é uma tecnologia de MA que usa como matéria-prima materiais na forma de pó metálico. As estruturas celulares fabricadas por EBM possuem porosidades interconectadas e tamanhos de poros apropriados para fornecer ancoragem biológica para o tecido ósseo. As propriedades mecânicas, como a rigidez, podem ser adaptadas à gama dos ossos humanos, reduzindo assim o efeito de stress shielding e aumentando a vida útil dos implantes. Portanto, as estruturas celulares de Ti-6Al-4V produzidas por EBM são consideradas materiais promissores para implantes ósseos. No entanto, independente da topografia da superfície do titânio, a bioatividade desta superfície não é a suficiente para induzir o crescimento do tecido ósseo em um curto período de tempo. Neste sentido, diferentes técnicas de recobrimentos/funcionalização estão sendo propostas para promover interações químicas com os tecidos e células. A qualidade da osseointegração está relacionada às propriedades de superfície dos biomateriais. Tanto a composição química, a hidrofilicidade, e a rugosidade são parâmetros importantes no aumento da união mecânica do implante ao osso (MACHADO, 2008). 18 Uma das abordagens que são consideradas relativamente simples e eficientes para gerar superfícies bioativas é anodizar eletroquimicamente o titânio para o crescimento de uma camada de óxido com nanoestruturas de TiO2. Devido às suas características de superfície nanotopográficas (aproximando-se da morfologia óssea), sabe-se que os implantes com esse tratamento eletroquímico podem modular e controlar o comportamento celular e a interação superficial. Além da morfologia da superfície em nanoescala, a adesão, proliferação, migração e diferenciação celular subsequentes são dependentes das dimensões dos poros. Parâmetros de superfície como rugosidade, propriedades químicas, molhabilidade, carga e fase cristalina também afetam a fisiologia celular. Nanotubos de TiO2 com dimensões variáveis e propriedades de superfície mostraram influenciar o comportamento de uma variedade de tipos de células cultivadas na superfície, como osteoblastos, fibroblastos, condrócitos, miócitos, queratinócitos, células endoteliais e células-tronco mesenquimais (BARIANA et al. 2017). 19 1.1 OBJETIVOS A partir do exposto, o presente trabalho tem como objetivo principal avaliar a influência do tratamento de superfície de anodização eletroquímica em estruturas celulares da liga Ti-6Al-4V na regeneração óssea. 1.1.1 Objetivos específicos • Desenvolver e produzir as amostras por meio da técnica de EBM; • Estudo dos parâmetros de oxidação anódica (tempo, tensão e eletrólito) para a obtenção de uma camada de TiO2 porosa na superfície das estruturas celulares da liga Ti-6Al-4V produzida por manufatura aditiva; • Caracterização da camada de TiO2 formada: avaliação da morfologia e microestrutura; 20 2 REVISÃO BIBLIOGRÁFICA 2.1 BIOMATERIAIS E SUAS APLICAÇÕES O termo biomaterial é considerado recente, entretanto, a utilização de materiais para reparar as deficiências totais ou parciais de partes do corpo humano são aplicados desde a antiguidade e, provavelmente, desde as origens do ser humano. Nos últimos dois séculos, foram encontradas durante escavações evidências do uso de implantes ou próteses em esqueletos ou crânios humanos, e foram atribuídos a diferentes civilizações da antiguidade: egípcia, romana, grega e etrusca (MIGONNEY, 2014). De acordo com Nerlich et al. (2000), a prótese mais antiga é datada de 950 - 710 a. C. e pertenceu à Tabaketenmut‖, uma mulher que foi mumificada aproximadamente com 55-60 anos. O dedão do pé direito foi removido durante seu tempo de vida e, com isso, foi produzida uma prótese de madeira e tiras de couro para fixação. A prótese foi delicadamente fabricada e moldada como um dedão do pé, auxiliando a locomoção sem grandes restrições (Figura 1 (b)). Figura 1 – (a) pé direito com área de amputação bem curada, coberta por uma camada de pele intacta; (b) prótese de madeira e couro fixada ao pé; (c) superfície da prótese, demonstrando abrasão na madeira; (d) radiografia mostrando a amputação de longa Fonte: Nerlich et al. (2000). Também há evidências de que suturas para tratar lesões foram feitas no período neolítico. Grandes feridas foram fechadas por meio de dois métodos - cautério ou suturas. Suturas de linho foram utilizadas pelos primeiros egípcios e cautério foi usado na Europa na Idade Média (MIGONNEY, 2014). Devido às suas propriedades químicas (como excelente resistência à corrosão), o ouro é considerado um dos primeiros biomateriais utilizados nas antigas civilizações. Suturas metálicas de ouro são mencionadas pela primeira vez na 21 literatura grega antiga - Galeno de Pérgamo (130 - 200 d.C.). A primeira prótese dentária que se tem conhecimento pode ser datada de cerca de 2600 anos atrás, pela civilização etrusca. Foi utilizado um dente de vaca, fixado com fio de ouro para substituir os incisivos superiores. (MIGONNEY, 2014). Em 1508, Leonardo da Vinci desenvolveu o conceito de lentes de contato. Em 1632, René Descartes foi creditado pela ideia de lentes de contatos corneanas. Sir John F. W. Hershel sugeriu em 1827 que uma lente de vidro pudesse proteger os olhos. Aproximadamente em 1860, Adolf Gaston Eugen Fick desenvolveu, possivelmente, a primeira lente de contato funcional, realizando experimentos em animais e humanos. De 1936 a 1948, lentes de contato de polímeros foram desenvolvidas (RATNER & ZHANG, 2013). Atualmente, as próteses oculares são produzidas de vidro ou resinas sintéticas e são fabricadas conforme a necessidade de cada paciente (MIGONNEY, 2014). Atualmente, mesmo que amplamente difundido na área acadêmica, o termo “biomaterial” ainda não possui um consenso, acarretando diversas definições e discussões ao longo das últimas décadas pelos especialistas da área. Zhang & Williams (2019), propõem uma definição concisa e atual sobre um biomaterial que pode ser definido como: “Uma substância que foi projetada para assumir uma forma que pode dirigir, por controle de interações com sistemas vivos, o curso de qualquer procedimento terapêutico ou diagnóstico”. A pesquisa em biomateriais é considerada uma das áreas mais importantes da medicina moderna (IGE et al., 2012). A área de biomateriais é transdisciplinar, ou seja, integra diversas áreas do conhecimento como: engenharia e ciência dos materiais, para o desenvolvimento de novos materiais; biologia e medicina, para investigação de respostas a nível molecular dos tecidos; engenharia mecânica, para ensaios mecânicos e durabilidade de uma prótese ou implante etc (FERREIRA, 2015). A evolução dos biomateriais depende dos avanços tecnológicos dessas diversas áreas, e, mesmo que considerada uma área de estudo recente, de acordo com Relvas (2007), a evolução dos biomateriais podem ser divididas em três gerações: i.) Primeira geração (materiais bioinertes) Nas décadas de 1960 a 1970, foram produzidos materiais que podem ser inseridos no corpo humano. A primeira geração de biomateriais é conhecida também como a geração dos materiais bioinertes. Um dos principais requisitos era que os materiais fossem inertes, ou seja, não causassem grandes reações e/ou rejeições - ao introduzir um corpo estranho no organismo. Outros requisitos eram a combinação entre propriedades mecânicas e físicas que fossem minimamente eficientes na substituição dos tecidos. 22 ii.) Segunda geração (materiais bioativos e biodegradáveis) A segunda geração é a mais longa, começando na década de 80, marcada pelo desenvolvimento de materiais bioativos e biodegradáveis. Biomateriais da segunda geração são caracterizados por possuírem componentes bioativos (hidroxiapatita sintética, biovidros, fosfatos de cálcio etc.) que provocam uma reação química controlada no ambiente fisiológico e melhoram a interação da interface do implante com o tecido. Além disso, foram desenvolvidos polímeros biodegradáveis em que exibiam um controle da degradação das cadeias poliméricas no corpo, tais como: Poli (Ácido Lático), poliglicólico, quitosana, ácido hialurônico e outros hidrogéis. iii.) Terceira geração (materiais bioabsorvíveis) A terceira geração de biomateriais é a atual, caracterizada por estimular o comportamento celular a nível molecular, ou seja, aprimorar os mecanismos da regeneração dos tecidos. O objetivo dessa geração é mimetizar a matriz extracelular (ECM), como por exemplo, o desenvolvimento de estruturas celulares tridimensionais que auxiliam na fixação, migração e proliferação das células. A Figura 2 demonstra a evolução dos materiais ao longo do seu desenvolvimento. z 23 Figura 2 – Evolução da área de biomateriais Fonte: Adaptado de Ferreira et al. (2015). Os biomateriais podem ser naturais ou sintéticos e são divididos em quatro principais categorias: metais e suas ligas, polímeros, cerâmicas, e materiais naturais (KAUR & SINGH, 2019). Os materiais compósitos (compostos por duas ou mais classes de materiais) são considerados como a quinta classe de biomateriais (IGE et al., 2012). Dentre as classes de biomateriais, os materiais metálicos são os mais adequados para utilização em implantes ortopédicos, pois possuem elevada rigidez e elevada resistência mecânica (LIU et al., 2004 apud LONGHITANO, 2019; RELVAS, 2007). Os materiais cerâmicos podem ser formados por elementos metálicos ou não-metálicos e possuem uma imensa gama de propriedades, como elevada resistência ao desgaste, propriedades osteocondutoras, como por exemplo, biovidro e hidroxiapatita (RELVAS, 2007). Os materiais poliméricos possuem excelentes características de biocompatibilidade e biodegradação. A classe de biomateriais mais recentes e com uma aplicação clínica consideravelmente reduzida são os materiais compósitos, em que é possível criar estruturas com propriedades variáveis, tornando-os promissores para futuras aplicações em próteses (RELVAS, 2007). De acordo com Hench & Wilson (1993), os biomateriais também podem ser classificados de acordo com a resposta ao tecido. E as classificações são: i.) bioinertes: materiais que não causam nenhuma reação indesejada ao entrar em contato com o tecido, como inflamação ou coagulação do sangue. ii.) bioativos: materiais que, ao contrário dos bioinertes, são produzidos para terem reações bioquímicas e biofísicas que auxiliam e melhoram a osseointegração. z 24 iii.) biodegradáveis: ocorre uma degradação do biomaterial devido ao processo de fagocitação pelas células do organismo até a massa ser totalmente reduzida e eliminada. iv.) bioabsorvíveis: liberação gradual da massa pelo organismo, podendo se dissolver completamente com o passar do tempo sem gerar resíduos tóxicos para o corpo. As aplicações dos biomateriais no corpo humano são diversas principalmente nas áreas de ortopedia, odontologia, drug delivery (liberação controlada de fármacos), engenharia de tecidos e dispositivos cardiovasculares. Alguns exemplos são: stents em vasos sanguíneos, válvulas cardíacas até as substituições mais comuns como implantes utilizados para coluna vertebral, quadril e joelho (GEETHA et al., 2009). O quadro 1 exemplifica as aplicações mais comuns dos biomateriais. Quadro 1 – Algumas aplicações dos biomateriais e suas respectivas classificações APLICAÇÕES TIPOS DE MATERIAIS Ósseo ● Próteses (quadril, joelho) ● Placas ósseas para fixação de fraturas cimento ósseos; reparação de defeitos ósseos ● Tendões e ligamentos artificiais ● Implantes dentários para fixação de dentes Titânio, ligas de Ti, polietileno, aço inoxidável, ligas cobalto- cromo polimetacrilato de metila, hidroxiapatita, teflon, dacron, fosfato de cálcio, alumina Sistema Cardiovascular ● Vasos sanguíneos ● Válvulas cardíacas ● Catéteres Dacron, teflon, poliuretano aço inoxidável, carbono, silicone, poliuretano Órgãos ● Coração artificial ● Pele artificial ● Rins Poliuretano, compósito silicone-colágeno, celulose, poliacrilonitrilo Olhos ● Lentes intra-oculares ● Lentes de contato Polimetacrilato de metila, silicone, hidrogel Silicone- acrilato. Fonte: Adaptado de Ferreira (2015). O osso humano é responsável por várias funções na estrutura do corpo humano como: - Proteção: as estruturas protegem os órgãos mais frágeis como os pulmões e coração; - Sustentação: são base estrutural de sustentação do corpo; - Armazenamento de cálcio e fósforo: os ossos funcionam como locais de armazenamento de minerais, - Dar formato ao corpo: a geometria depende da forma e dimensão dos ossos. Entre outros (RELVAS, 2007). z 25 2.1.1 Tecido Ósseo Os ossos podem ser classificados de acordo com seu formato, podendo ser: curto, longo (ou tubular), laminar ou irregular. Além de também serem classificados pela porosidade: osso cortical e trabecular. O osso cortical é composto por uma camada densa e compacta, com alta resistência a torção e flexão, sendo representado por 80% da massa óssea do esqueleto de um humano. O osso trabecular, assemelha-se à estrutura de uma esponja, sendo menos denso e mais elástico, com uma maior taxa de renovação que o osso cortical. Contribui para o suporte mecânico, principalmente nas vértebras, além de fornecer suprimento mineral (HADJIDAKIS & ANDROULAKI, 2006; RELVAS, 2007). A figura 3 representa um osso longo formado por uma camada externa de osso cortical e por osso esponjoso (trabecular) em seu interior. O tecido ósseo é composto por células ósseas que cercam uma matriz extracelular (ECM). Os componentes dessa matriz são do tipo orgânico (colágeno, por exemplo) e inorgânicos (a principal sendo a hidroxiapatita) (RELVAS, 2007). O processo de remodelação do tecido ósseo é de extrema importância, pois permite a manutenção da forma, qualidade e tamanho do esqueleto, e ocorre por meio da reparação de microfraturas que sucederam em resposta à tensão de esforços biomecânicos (HADJIDAKIS & ANDROULAKI, 2006). De acordo com Relvas (2007), o tecido ósseo é composto por três tipos de células responsáveis pela sua remodelação: - Osteoclastos: possui a função de degradar e reabsorver a matéria óssea, é envolvida com os osteoblastos na remodelação óssea. - Osteoblastos: células mononucleares responsáveis por produzir a parte orgânica da matriz extracelular; - Osteócitos: localizados nas lacunas ou cavidades da matriz óssea, possuem papel fundamental na manutenção da matriz óssea. z 26 Figura 3 – (a) representação gráfica da composição do tecido ósseo (b) MEV representando o osso compacto e osso esponjoso (cortical) Fonte: Adaptado de American Cancer Society (2008) e Judas et al. (2012). Devido às suas funções na estrutura do corpo humano, os ossos são submetidos a diversos tipos de esforços mecânicos. São caracterizados como anisotrópicos, ou seja, as propriedades mecânicas estão relacionadas com a capacidade de resistência das cargas aplicadas, podendo ser representadas em curvas de tensão x deformação, módulo de elasticidade (região elástica) e limites de escoamento e ruptura (região plástica). Em função disso, as propriedades mecânicas dos implantes são de extrema importância na substituição do tecido ósseo. 2.1.1.1 Osseointegração Em 1952, o cirurgião e professor sueco, Per-Ingvar Branemark, realizava um estudo sobre padrões de cura e crescimento ósseo e descobriu que o titânio puro, quando entra em contato com o tecido ósseo, se regenera e forma uma adesão biológica permanente. Assim foi 27 nomeado o fenômeno de osseointegração (PARITHIMARKALAIGNAN & PADMANABHAN, 2013). O processo de osseointegração é a ancoragem de componentes não vitais incorporados ao osso e que persistem sob as condições normais de carregamento e esforços diários. A osseointegração une o osso à superfície de um material estranho: um implante. Ou seja, o material desempenha uma função essencial na união (PARITHIMARKALAIGNAN & PADMANABHAN, 2013). A porosidade, química, rugosidade e topografia da superfície desempenham um papel importante no desenvolvimento de uma boa osseointegração (GEETHA, 2009). Materiais com superfície adequada são essenciais para a integração entre o implante e o osso adjacente. 2.2 TITÂNIO E SUAS LIGAS O titânio e suas ligas são materiais que possuem uma estratégica e ampla aplicação, sendo as principais delas, na indústria aeronáutica, petroleira, química e biomédica, devido à resistência mecânica, biocompatibilidade, baixa massa específica e à elevada resistência à corrosão. O titânio é um material alotrópico, ou seja, apresenta mais de uma forma cristalográfica (figura 4), que pode ser transformada por meio de tratamentos térmicos ou mecânicos. A alteração alotrópica do titânio comercialmente puro ocorre a partir da temperatura de 882°C, passando de uma estrutura hexagonal compacta (HC - Fase α) a uma estrutura cúbica de corpo centrado (CCC - Fase β), que influencia diretamente em diversas propriedades como por exemplo, módulo de elasticidade e resistência à tração (CHEN et al., 2015). Cada modificação é estável apenas dentro de faixas de temperatura particulares. A temperatura de transformação é chamada de temperatura transus (PETERS et. al, 2003). 28 Figura 4 – Alteração alotrópica do titânio, representação da estrutura hexagonal compacta (HC) e estrutura cúbica de corpo centrado (CCC) Fonte: Adaptado de Carobolante (2017). A biocompatibilidade das ligas de titânio ocorre devido à formação de uma camada de TiO2 de aproximadamente entre 2 e 10 nm. O Ti é altamente reativo e a formação da camada ocorre de maneira rápida, em nanossegundos. A formação da camada espontânea de óxido estável (TiO2), está relacionada com a resistência à corrosão, pois impede a liberação de íons de Ti para o meio e atua como proteção do metal. (VERA et al., 2005; CHEN et al., 2015). Quando exposta a temperaturas acima de 400°C, a camada de TiO2 sofre uma transformação irreversível, modificando da forma amorfa para a cristalina. (PALOMBARI et al., 2001). As três fases cristalinas polimorfos são rutilo, anatase e broquita (figura 5). Rutilo e Anatase são as fases cristalinas mais comuns do TiO2. O rutilo (estrutura tetragonal) é formado em condições de equilíbrio, porque é o mais estável da fase termodinâmica e a anatase (estrutura tetragonal) é obtida a baixas temperaturas em processos que controlam a cinética (VERA et al, 2005). Broquita é a forma mais rara e não é facilmente obtida sinteticamente (REGONINI, 2013). 29 Figura 5 – Estruturas cristalinas do TiO2: (a) rutilo (tetragonal), (b) anatase (tetragonal) (c) broquita (ortorrômbica) Fonte: Mohamad et al. (2015). Para estabilização da fase desejada, elementos de liga são adicionados. Quando adicionados modificam a temperatura β-transus e as fases de equilíbrio presentes podem sofrer alterações (Fig. 6). Os elementos de liga são classificados como: neutros, α- estabilizadores ou β-estabilizadores (PETERS, 2003). Os elementos neutros (Sn e Zr) não alteram a temperatura β-transus. Os elementos α- estabilizadores (Al, O, N e C) aumentam a temperatura da fase α para β; enquanto os elementos β-estabilizadores deslocam o campo de fase para temperaturas mais baixas. Os elementos estabilizadores da fase β são subdivididos em dois grupos: β-eutetóides e β- isomorfos. Os β- eutetóides (Fe, Mn, Cr, Co, Ni, Cu, Si, H) formam um composto intermetálico e os β- isomorfos (Mo, V, Ta, Nb) possuem uma solubilidade maior, não formando um composto intermetálico (KONATU, 2018). A figura 7 demonstra a influência dos elementos na formação das fases de um diagrama genérico para as ligas de titânio. 30 Figura 6 – Influência dos elementos em diagramas de fase genérico de ligas de Titânio Fonte: Adaptado de Peters (2003). O titânio também pode apresentar fases metaestáveis, são as ligas quase-β que surgem quando não ocorre a transformação total da fase β em α, devido ao resfriamento rápido. Essas ligas possuem uma pequena quantidade de α-estabilizadores e de 10 a 15% de β- estabilizadores. Os estabilizadores promovem a retenção da fase β em condição de temperatura ambiente e podem ser realizados tratamentos térmicos como por exemplo, envelhecimento, levando a precipitação de uma fase α na matriz β. Além de que, o nível de resistência pode ser elevado a 1400 MPa (VEIGA et al., 2012). As estruturas metaestáveis são α’, α’’e ω. As fases α’ e α’’ possuem propriedades como módulo de elasticidade e resistência a fratura semelhantes com a fase α. A fase ω não é recomendada para aplicação em implantes, pois aumenta o módulo de elasticidade do material (SUN et al., 2011). 31 Figura 7 – Diagrama de fases para adições de um elemento beta estabilizador. A linha Ms representa a temperatura de formação da martensita Fonte: Peters et al. (2003). A morfologia da martensita hexagonal possui aspecto de agulhas, ocasionando o nome de martensita acicular (PETERS et al., 2003). A figura 9 apresenta uma micrografia da estrutura martensítica na liga Ti-6Al-4V ELI fabricada pelo processo de Sinterização Direta a Laser de Metal (DMLS). Figura 8 – Micrografia da Martensita acicular (α’) formada a partir do resfriamento rápido da fase β na liga Ti- 6Al-4V ELI, produzida por meio do processo de DMLS Fonte: Longhitano (2019). As propriedades mecânicas são de grande importância na aplicação de implantes metálicos para substituição de tecidos duros, dentre elas, resistência a fadiga e módulo de elasticidade. 32 O titânio é conhecido devido a sua excelente combinação de propriedades, com massa específica de 4,507 g/cm 3 , módulo de elasticidade de 107 GPa, módulo de cisalhamento de 45 GPa, limite de escoamento de 450 MPa, limite de resistência de 520 MPa e um alto ponto de fusão de 1668 °C. Além de que, é um material que não apresenta propriedades magnéticas, aspecto positivo para a aplicação de implantes (JARDINI et al., 2014). Os materiais metálicos mais comumente aplicados como biomateriais, possuem módulo de elasticidade muito maior do que osso, conforme quadro 2. O fenômeno de stress shielding ocorre devido a larga diferença entre as propriedades dos materiais e do osso, pois devido a função do osso, os esforços gerados espontaneamente pelo corpo, não são distribuídos igualmente entre o osso e o metal podendo acarretar a perda do implante. Devido às propriedades do titânio serem mais próximas do osso quando comparado às outras ligas utilizadas para aplicações biomédicas, ocorre um menor efeito de stress shielding e, nesta perspectiva, menor reabsorção óssea, mas permitem maior mobilidade do implante (RELVAS, 2007). Quadro 2 – Comparação entre o osso e os materiais empregados na área biomédica Material Módulo de elasticidade E (GPa) Resistência à tração (MPa) Aço inoxidável 316L 190 a 586 - 1.351 b Liga Cobalto-Cromo Co-Cr 210 - 253 a 655 - 1.896 b Titânio 110 a 760 b Liga de Titânio Ti-6Al-4V 116 a 965 - 1103 b Osso Cortical 15 - 30 a 70 - 150 b Osso Trabecular 0.02 - 2 c - a Fonte: Adaptado de Geetha et al. (2009). b Fonte: Adaptado de Chen et al. (2002). c Fonte: Adaptado de Shibata et al. (2015). 2.2.1 Liga Ti-6Al-4V A liga Ti-6Al-4V, também conhecida como Ti64, pertence ao grupo α+β,e é a mais utilizada industrialmente. Mais de 50% de todas as ligas em uso hoje são desta composição (PETERS, 2005). Foi originalmente desenvolvida para aplicações estruturais de aeronaves na década de 1950, e, embora a indústria aeroespacial ainda domine a demanda de Ti-6Al-4V, 33 esta liga tem sido amplamente utilizada como biomaterial. Atualmente, 2% do uso do titânio é dedicado a aplicações biomédicas (KAUR & SINGH, 2019). Devido à sua biocompatibilidade, juntamente com uma boa combinação de propriedades mecânicas e resistência à corrosão, é atualmente o material a base de titânio mais popular na fabricação de produtos biomédicos, como próteses, implantes, dispositivos para uso cardiovascular, fixação de fraturas etc. (VEIGA et al., 2012; PIRES et al., 2015; LIU E SHIN, 2019). O titânio está disponível comercialmente puro (Ti-CP) e como ligas. Essas ligas são geralmente divididas em três categorias: alfa (α), alfa-beta (α+β) e beta (β); e em duas subdivisões de estruturas near α e β metaestável (VEIGA et al., 2012). A liga Ti-6Al-4V contém o alumínio como estabilizador α e vanádio como estabilizador β. Com a adição de vanádio, a fase β é estável à temperatura ambiente. Entretanto, com a adição de alumínio, a temperatura Tβ é elevada para 995 °C. O quadro 3 demonstra algumas propriedades mecânicas da liga Ti-6Al-4V comercial. Quadro 3 – Propriedades do Ti-6Al-4V comercial Liga Ti-6Al-4V Dureza a E a σmáx a σe a ε a Densidade b 300 - 400 HV 110-140 GPa 900-1200 MPa 0,012 13-16% 4,43 g/cm 3 a Fonte: Adaptado de Peters et al. (2003). b Fonte: Adaptado de Vandenbroucke e Kruth (2007). 2.2.1.1 Utilização do titânio na área médica Os metais têm sido usados para fabricação de implantes há mais de 120 anos (SINGH, 2017). Devido a capacidade da criação de ligas metálicas, as propriedades mecânicas podem ser alteradas e adequadas de acordo com a necessidade de aplicação. As ligas de titânio e o titânio puro são utilizados para a substituição do tecido duro, como quadril, articulações do joelho; no auxílio da cicatrização de fraturas, como placas e parafusos ósseos; dispositivos de fixação espinhal e implantes dentários; Válvulas cardíacas, corações artificiais e stents (OLDANI & DOMINGUEZ, 2012). A Figura 9 mostra exemplos de aplicações do titânio e suas ligas em implantes diversos. 34 Figura 9 – Aplicações do titânio e suas ligas como biomaterial Fonte: Elaborado pela autora O titânio comercialmente puro (Ti-CP) e Ti-6Al-4V são os mais utilizados em aplicações biomédicas, e são classificados como bioinertes e considerados seguros para uso humano. O quadro 4 apresenta as normas ASTM de Ti-CP e ligas à base de titânio que são usados em dispositivos ortopédicos (KAUR & SINGH, 2019). Quadro 4 – Normas ASTM de titânio e ligas à base de titânio utilizadas como implantes cirúrgicos em dispositivos ortopédicos Liga Norma ASTM CP-Ti (Grau de pureza 1,2,3,4) F67 Ti-6Al-4V (ELI) forjada F136 Ti-6Al-4V forjada F1472 Ti-6Al-7Nb forjada F1295 Fonte: Adaptado de Kaur & Singh (2019). 35 Os elementos mais comumente utilizados em ligas de titânio são alumínio e vanádio (KAUR & SINGH, 2019). Embora apresente boa resistência mecânica e a corrosão, a liberação dos íons de vanádio e alumínio podem limitar a durabilidade como biomaterial. Foi reportado em alguns estudos a relação da exposição ao vanádio e seus compostos a um desconforto gastrointestinal e diminuição do ganho de peso corporal; estudos em animais mostram que a substância pode ser cancerígena, além de uma possível conexão entre liberação de vanádio e falha do implante (MORETTI et al., 2012; KAUR & SINGH, 2019). O alumínio possui pouca função no corpo humano, mas é tóxico em altas quantidades. Alguns estudos demonstraram que o acúmulo de alumínio pode ser um neurotóxico poderoso, pois existem possíveis ligações com a doença de Alzheimer (FLATEN, 2001; HERNÁNDEZ- LÓPEZ et al., 2015). Diante do exposto acima, percebe-se a relevância do tratamento de oxidação anódica, pois reduz a liberação de íons que podem ser prejudiciais ao corpo humano. O 2.5 oxidação anódica aborda com maiores detalhes a relevância desse tratamento de superfície. Devido a esses motivos, novas ligas vêm sendo desenvolvidas a fim de substituir esses elementos e otimizar as aplicações na área biomédica. A redução da fase α em ligas de titânio diminui o módulo de elasticidade; e as ligas com fase β têm sido exploradas para uso de implantes (ABDULLAH & GOHARIAN, 2017). Foram realizados estudos de biocompatibilidade com as ligas Ti-Zr, com implantes de Ti, Zr, Ti-Zr e Co-Cr, nos estudos in vivo, não foi apresentada toxicidade (IKARASHI et al., 2007). A liga Ti-13Nb-13Zr foi desenvolvida com o objetivo de remover o alumínio, reduzir o módulo de elasticidade e aumentar a resistência à corrosão (SCHNEIDER et al., 2000). Diversas ligas do sistema Ti- Mo e Ti-Nb, como Ti-7,5Mo e Ti-15Mo não demonstraram citotoxicidade ou interferência no crescimento celular (CHELARIU et al. 2014). Apesar de algumas desvantagens dos elementos da liga Ti-6Al-4V, esta é a liga metálica pioneira e mais bem-sucedida na área de manufatura aditiva. Foram desenvolvidas diversas rotas de manufatura que são viáveis economicamente por meio de técnicas de MA, capazes de processar a liga e que vem amplamente exploradas para fabricação de formas e peças complexas em metais, determinante para a personalização de produtos para aplicações biomédicas (LIU & SHIN, 2019). 36 2.3 MANUFATURA ADITIVA A norma ISO ASTM 52900 define a MA como “o processo de união de materiais para criar objetos a partir de modelos 3D, geralmente camada sobre camada, em oposição a metodologias de fabricação subtrativas” (ISO ASTM 52900). Ao longo dos anos, essas tecnologias para fabricação de objetos camada sobre camada vêm sendo difundidas por diversos nomes. Entre eles, destacam-se: prototipagem rápida (Rapid Prototyping), manufatura por camada (layer manufacturing), fabricação de formas livres (free-form fabrication), impressão 3D (3D printing), dentre outros. (ISO 52900). No entanto, há um grande esforço em âmbito global da comunidade científica e da indústria para a padronização dessa nomenclatura para Manufatura Aditiva (Additive Manufacturing) (CUNICO, 2014; ATTARAN, 2017; VOLPATO, 2017). Figura 10 – Algumas das atuais variações da nomenclatura da área de MA Fonte: Adaptado de Volpato (2017). De acordo com o relatório anual de 2020 da empresa estadunidense Wohlers Associates Inc., as receitas mundiais de MA atingiram a marca de 1,5 bilhões de dólares americanos. Esses números representam um mercado de MA que está crescendo de maneira robusta. O rápido crescimento e a redução no custo para acessar a tecnologia, bem como um aumento nas aplicações, estão entre os principais motivos. O mesmo relatório cita que houve um crescimento recorde no desenvolvimento de materiais, principalmente ligas de pó metálicas, com crescimento de 41% quando comparado ao ano anterior. 37 Figura 11 – Dinheiro gasto anualmente na produção de peças finais pela AM em todo o mundo. (os valores estão em bilhões de dólares americanos) Fonte: Adaptado do relatório anual Wohlers (2020). A MA existe há mais de 30 anos, mas apenas recentemente essa tecnologia aumentou sua popularidade e despertou o interesse dos especialistas em tecnologia e do público. Quando a última grande patente (US patent 5121329) de modelagem por fusão e deposição fundida (FDM) foi expirada em 2009, iniciou-se o processo de produção de impressoras, sem violar os direitos de propriedade intelectual, que gerou um interesse recente e investimento em tecnologias MA (VAN LANCKER, 2015). A indústria de MA ainda é muito jovem e os avanços tecnológicos, bem como a descoberta de novas aplicações da tecnologia, ainda estão em desenvolvimento. Com a tecnologia de MA, um modelo de CAD (computer-aided design) pode ser transformado diretamente em um modelo físico. A fabricação rápida só se tornou possível pois empregou o uso de processos tradicionais de manufatura, como por exemplo, metalurgia do pó, CAD, fabricação assistida por computador (CAM), controle numérico por computador (CNC), e integrou com diversas outras tecnologias (como, laser, feixe de elétrons, etc.). Essas tecnologias combinadas possibilitam o desenvolvimento de materiais adequados para a impressão de modelos físicos (WONG & HERNANDEZ, 2012). O processo de MA inicia-se com a modelagem computacional em 3D da peça. A peça é 38 representada por uma malha de triângulos, convertida em formato .STL (standard triangularization language) e fatiada para a impressão. Essas camadas definirão onde existe ou não material a ser adicionado, assim, gerando a construção da peça física camada por camada, da base ao topo do objeto conforme demonstrado na figura 13. Esse processo permite fabricar componentes físicos a partir de vários tipos de materiais, em diferentes formas e a partir de diversos princípios (VOLPATO & CARVALHO, 2017). Atualmente, o campo de aplicações de MA está cada vez mais amplo. Com o aumento da percepção do potencial oferecido e a exigência do mercado, houve uma evolução nos processos de fabricação, os equipamentos e as técnicas foram aperfeiçoadas, além do aumento da gama de materiais para uso. As aplicações da MA estão em diversos setores como bioengenharia, setores de educação, brinquedos, joalheria, artes, engenharia civil, arquitetura etc. (VOLPATO & CARVALHO, 2017). Figura 12 – Representação das etapas de fabricação camada a camada da MA a partir de um modelo em CAD Fonte: Adaptado de Vandresen (2003). Os processos de manufatura aditiva possuem algumas vantagens e limitações. Algumas vantagens são: – Facilidade de customização, pois é produzida a partir do modelo CAD; – Capacidade de modelagem dos objetos, ou seja, a produção de peças complexas, às vezes impossível de serem fabricadas quando comparada aos métodos tradicionais de fabricação como usinagem, moldagem, conformação, entre outros; – Redução de resíduos, que, ao contrário da manufatura subtrativa convencional, em que uma grande quantidade de materiais precisa ser removida, a MA usa as matérias-primas de maneira eficiente, construindo as peças camada por camada; – Dispensa moldes e ferramentas adicionais específicos, como por exemplo para a 39 fixação, sendo que as peças geralmente ficam aderidas à base de construção; – Facilidade de automação, o operador realiza a preparação do equipamento de acordo com os parâmetros e a matéria-prima da máquina e ao final do processo, efetua a retirada e a limpeza da peça. Ou seja, a qualidade das peças depende do processo ao invés de habilidades do operador. No entanto, também existem algumas limitações como: – Devido ao princípio de adição de camadas, algumas peças podem apresentar anisotropia, com propriedades mecânicas, precisão e acabamento superficial inferior aos processos convencionais; – Limitação de materiais, somente alguns materiais estão disponíveis, limitando a tecnologia a certas aplicações; – Custo elevado em escala industrial, principalmente na aquisição e operação do equipamento, incluindo materiais e insumos nos processos; – Baixa velocidade e altos custos de produção quando aplicada a grandes lotes de peças. (VOLPATO, 2007; HUANG et. al 2012; CUNICO, 2014; HERZOG, 2016; CONSTANZA 2019). 2.3.1 Técnicas de Manufatura Aditiva Atualmente existe uma grande variedade de técnicas de MA no mercado. Essas técnicas se baseiam no princípio de fabricação por camadas e podem ser divididas de acordo com a forma inicial da matéria-prima e com técnica de processamento. A matéria-prima pode ser utilizada na forma sólida, líquida ou em pó (VOLPATO & CARVALHO, 2017), enquanto as técnicas de processamento podem ser radiação UV, jato de tinta, extrusão, feixe de elétrons ou laser (LONGHITANO, 2019). Uma grande variedade de materiais pode ser processada, como: polímeros, metais, cerâmicas, compósitos e materiais biológicos (BOGUE, 2013; ZHANG, 2020). 40 Quadro 5 – Classificação das tecnologias MA por princípios para adição e adesão do material Classificação das tecnologias AM Descrição dos princípios Algumas tecnologias na categoria Fotopolimerização em cuba Polímero fotossensível líquido é curado seletivamente em uma cuba por polimerização ativada por luz* Estereolitografia (stereolithography – SL), produção contínua com interface líquida (continuous liquid interface production – CLIP), tecnologia da empresa Invision- TEC, entre outros. Extrusão de material Material é extrudado através de um bico ou orifício, sendo seletivamente depositado. Modelagem por fusão e deposição (fused deposition modeling – FDM), MakerBot, RepRap, Fab@Home, outros. Jateamento de material Material é depositado em pequenas gotas de forma seletiva PolyJet, impressão por múltiplos jatos (MultiJet printing – MJP), tecnologia da Solidscape, entre outros. Jateamento de aglutinante Um agente aglutinante líquido é seletivamente depositado para unir materiais em pó Impressão colorida por jato (ColorJet Printing – CJP), tecnologia da VoxelJet, tecnologia da ExOne, entre outros. Fusão de leito em pó Energia térmica funde seletivamente regiões de um leito de pó Sinterização seletiva a laser (selective laser sintering – SLS), sinterização direta de metal a laser (direct metal laser sintering – 41 (conclusão) Classificação das tecnologias AM Descrição dos princípios Algumas tecnologias na categoria DMLS), fusão seletiva a laser (selective laser melting – SLM), LaserCUSING, fusão por feixe de elétrons (electron beam melting – EBM), outros Adição de lâminas Lâminas recortadas de material são unidas (coladas) para formar um objeto Manufatura laminar de objetos (laminated object manufacturing – LOM), tecnologia da Solido, deposição seletiva de laminados (selective deposition lamination – SDL), outros Deposição com energia direcionada Energia térmica é usada para fundir materiais à medida que estes são depositados Forma final obtida com laser (laser engineered net shaping – LENS), deposição direta de metal (direct metal deposition – DMD), revestimento a laser tridimensional (3D laser cladding), entre outros. *Observação: os processos que utilizam projeção de luz UV (com ou sem máscara) e cujo material não ficam necessariamente em uma cuba estão inclusos nesse grupo. Fonte: Volpato & Carvalho (2017). 42 2.3.1.1 Fusão por feixe de elétrons (Electron Beam Melting - EBM) A técnica de fusão por feixe de elétrons ou fusão seletiva por feixe de elétrons é uma tecnologia de MA baseada na fusão de leito em pó/ powder bed fusion (PBF). Foi criada pela empresa Arcam AB na Suécia. A comercialização do primeiro modelo EBM S12 ocorreu somente no final de 2002 e, até o momento, é a única empresa que comercializa esse tipo de equipamento (SINGH, 2017; ABDULHAMEED et al. 2019; ZHANG, 2020). A multinacional General Electric (GE), adquiriu a Arcam AB em 2017 e, de acordo com o site da empresa, até o momento, mais de 100 mil implantes de quadril foram produzidos (GE, 2021). O processo se assemelha a fusão seletiva a laser (SLM), de forma que ambas são tecnologias de camada por camada baseada em leito de pó metálico, que consiste em espalhar o material na forma de pó sobre uma plataforma, onde uma fonte de calor móvel funde seletivamente uma área específica de construção. A diferença entre as técnicas é que, ao invés de um feixe de laser, a EBM utiliza um feixe de elétrons como fonte de calor (WONG & HERNANDEZ, 2012; KÖRNER, 2016). Nos primórdios da utilização da tecnologia de PBF para materiais metálicos, existia um alto nível de porosidade residual. Atualmente, o sucesso da utilização desse processo é devido à qualidade dos materiais, existindo uma grande variedade de ligas metálicas e materiais de alto desempenho que podem ser processados com sucesso (KÖRNER 2016). Diversos materiais são processados pela EBM, como aços inoxidáveis, aços ferramenta, superligas à base de Co, superligas à base de Ni e ligas de Ti (GALATI et al., 2020). Entre as ligas de Ti disponíveis, a Ti-6Al-4V é uma das mais promissoras que podem ser processadas pelo processo de EBM (GALARRAGA et. al, 2017; DEL GUERCIO et al., 2020). As aplicações das peças produzidas são inúmeras e atendem diversas indústrias, como aeroespacial (lâminas de turbina e impulsor de bomba), automotiva (turbocompressores) e na área biomédica (implantes, próteses) (KOLAMROUDI, 2020). A EBM permite a produção de peças complexas, como malhas e peças com estruturas internas, não possíveis por técnicas de fabricação tradicionais, além de reduzir os prazos e custos de ferramentas de fabricação. Nas aplicações em implantes, existem estudos como de Heinl et al. (2007) em que novas estruturas celulares de Ti-6Al-4V foram fabricadas via EBM. A análise de microtomografia computadorizada realizada em seu trabalho demonstrou que a capacidade da EBM de fabricar estruturas 3D com porosidade interconectada é adequada para o crescimento de tecidos 43 (CHERN, 2018; ZHANG, 2020). A Figura 13 representa o esquema de fusão por feixe de elétrons. Figura 13 – (a) Esquema de fusão por feixe de elétrons (EBM) Fonte: Adaptado de Sames (2015). 44 Funcionamento Como foi citado no capítulo 2.3, as etapas de manufatura aditiva iniciam-se com a modelagem computacional em 3D da peça, procedendo para o fatiamento em camadas pelo software do equipamento, então com o envio para a construção da peça física. O princípio de funcionamento do EBM consiste em ciclos consecutivos de fabricação camada por camada (GALARRAGA et. al, 2017). O processo da EBM ocorre em atmosfera controlada a vácuo (10−4 – 10−5 mbar) para evitar problemas de oxidação, sendo extremamente importante para metais e ligas com alta reatividade com gases como oxigênio e nitrogênio (WONG & HERNANDEZ, 2012; KÖRNER, 2016). A EBM é considerada um processo quente pois a fonte de energia utilizada para o processo de fusão do material é um feixe de elétrons emitido por um filamento de tungstênio (modelos Arcam S12, A2, A2x) ou um cátodo de hexaboreto de lantânio LaB6 (modelos Arcam Q10, Q20) (KÖRNER, 2016). Esse feixe é controlado por duas bobinas (lentes) magnéticas, típicamente de 30 a 60 kV, uma focaliza o diâmetro do foco do feixe e outra contra a posição do feixe no plano x-y. A corrente do feixe está entre 1 e 50 mA, resultando em uma potência máxima do feixe de cerca de 3 kW (WONG & HERNANDEZ, 2012; KÖRNER, 2016). O processo inicia-se com um pré-aquecimento da plataforma de manufatura, utilizando os feixes de elétrons para o aquecimento do material. O pré-aquecimento sinteriza a cama de pó, facilita a condução de calor e minimiza o estresse térmico durante o processo de fabricação (DEL GUERCIO et. al, 2020). A temperatura de pré-aquecimento para a liga Ti- 6Al-4V é em torno de 650 - 700°C (GALARRAGA et. al, 2017). Em seguida, o feixe de elétrons incide sobre a superfície do pó em regiões específicas, de acordo com o design da peça, causando a fusão seletiva do material. Para a produção da próxima camada, a mesa é então deslocada no sentido negativo Z, e uma nova camada de pó é espalhada pelo rake sobre sua superfície. O processo é repetido diversas vezes até a construção da última camada. Posteriormente, a peça esfria no próprio equipamento. O resfriamento normalmente ocorre com a injeção de pequenas quantidades de hélio na atmosfera controlada a vácuo (KÖRNER, 2016). O resfriamento lento para a temperatura ambiente é crucial para evitar empenamento, tensão residual e trincas do produto (BOSE, 2017). Após a remoção da máquina, o pó não fundido é recuperado em um sistema de jateamento que utiliza o próprio pó, sendo então possível a sua reutilização em um novo processo. 45 Vantagens e desvantagens da tecnologia EBM comparada a outros processos de MA de materiais metálicos No capítulo de manufatura aditiva foram mencionadas algumas vantagens e desvantagens do processo de MA, comparado aos processos tradicionais de fabricação. Entretanto, é necessário salientar vantagens e desvantagens das tecnologias PBF (EBM, DMLS, SLM etc.), comparado a outros métodos de manufatura aditiva de materiais metálicos. Existem dois principais métodos disponíveis para uso comercial de tecnologias de MA em metal: Fusão em leito de pó/powder bed fusion (PBF) e deposição de energia dirigida/direct energy deposition (DED), que se desdobram em técnicas específicas, conforme demonstrado no fluxograma da figura 15 (Lewandowski & Seifi, 2016). O método DED é o segundo mais popular, ficando atrás do PBF (DUTTA, 2020). 46 Quadro 6 – Resumo dos processos de manufatura aditiva de metal Fonte: Adaptado de Lewandowski & Seifi (2016). A categoria PBF pertence à primeira geração de comercialização dos processos de fabricação de manufatura aditiva, em que a fonte de alta energia (feixe de elétrons ou feixe de laser) é programada para fundir seletivamente a camada de pó metálico na forma desejada (FRAZIER, 2014). As vantagens do método PBF são a produção de peças de alta resolução, com maior complexidade, com porosidades internas, além de manter o controle dimensional e possuir um melhor acabamento de superfície (FRAZIER, 2014; VARTANIAN et. al, 2018). As técnicas de PBF são amplamente utilizadas para a construção de pequenos componentes de metal (VARTANIAN et. al, 2018), o que é um fator importante para a área de biomateriais, principalmente para a fabricação de estruturas celulares. 47 O método DED envolve o uso de uma fonte de calor, como laser, feixe de elétrons ou um arco de gás-tungstênio, que são as mesmas fontes de energia utilizadas para soldagem de materiais. Os principais processos dessa categoria são: Laser-engineered net shaping (LENS) e direct manufacturing (DM). O método DED possui maior velocidade de produção se comparado aos métodos de PBF e é capaz de adicionar material a peças existentes (reparos ou fabricação híbrida). Dessa forma, ele permite com que se conserte ou remanufature peças danificadas, além de possuir a capacidade de adicionar diversos metais em uma única construção, sendo um processo multimaterial (VARTANIAN et al. 2018; DUTTA, 2020). Esse método produz peças totalmente densas com excelentes propriedades mecânicas e de fadiga (VARTANIAN et. al, 2018). A reciclagem também é um fator importante nos processos de MA. Dependendo de fatores como diâmetros do feixe e coleta do pó da mesa da máquina, é possível reciclar de 50% a 90% do material em técnicas de DED (DUTTA, 2020). Comparado às outras técnicas de PBF como a EBM, cerca de 95 a 98% do pó que não é fundido pode ser reutilizado (PETROVIC & NIÑEROLA, 2015). Entretanto, estudos como de Popov Jr. (2018), demonstraram que a reciclagem do pó da liga de Ti-6Al-4V faz com que apareçam alguns pontos negativos no processo de impressão de EBM com o pó reciclado, como por exemplo, uma vida útil significativamente menor em esforços cíclicos e também uma redução significativa nos resultados de ductilidade no ensaio de tração. A rugosidade é outro ponto importante que deve ser levado em consideração pois é um parâmetro extremamente importante para biomateriais, visto que a interface influencia diretamente na osseointegração do implante. Um estudo de rugosidade realizado por Lewandowski & Seifi (2016) mostra a comparação de taxa de deposição e rugosidade superficial entre as tecnologias PBF e DED. As tecnologias PBF oferecem melhores acabamentos de superfície, devido ao tamanho do feixe ser menor (independente do tipo de fonte de energia utilizada - laser ou feixe de elétrons) e espessura de camada menor, comparado a tecnologias DED. No entanto, a taxa de deposição para PBF também é menor (DUTTA, 2020). A rugosidade da superfície dos materiais produzidos por DED é maior do que os materiais PBF, apresentando a uniformidade e consequentemente menor resistência à fadiga. O uso de peças produzidas por DED sem acabamento de superfície, pode não ser viável em aplicações críticas de fadiga (DUTTA, 2020). Portanto, a técnica PBF é mais adequada para objetos menores, mais complexos e com maior precisão, enquanto o DED é mais adequado para a construção de peças relativamente 48 maiores, sem a necessidade de um acabamento de superfície. 2.3.1.1.1. Manufatura Aditiva na área médica A fabricação de peças complexas a partir de um modelo CAD e que podem ser utilizadas diretamente como peças funcionais é um dos fatores que contribuíram para a popularidade da MA na área médica. O produto é personalizado, sendo projetado e fabricado especificamente para o cliente. Essa tecnologia cria um ajuste específico para a necessidade do paciente, além de economizar tempo e reduzir os custos de fabricação. (GUO & LEO, 2013; SINGH, 2017; JAVAID & HALEEM, 2018). Tuomi, 2014 sugere a aplicação da MA na área médica em cinco áreas principais: a). Modelos médicos; b). Implante cirúrgico; c). Guias cirúrgicos; d). Ajudas externas; e). Biofabricação. Até o momento, inúmeras aplicações médicas foram fabricadas com MA, que inclui: estruturas celulares, sistemas de drug delivery; instrumentos médicos, ferramentas auxiliares (como talheres customizados para pessoas com doenças crônicas), cartilagem, articulação do quadril, articulação do joelho, osso, tecidos, etc. (SINGH, 2017; CULMONE et. al, 2019). Comparado aos processos tradicionais, a tecnologia MA permite a fabricação de biomodelos do paciente, sem a necessidade de artistas e escultores para a modelagem das peças. (YAP et al., 2017). As tecnologias de imagem por ressonância magnética (RM) ou tomografia computadorizada (CT) geralmente são utilizadas para coletar os dados do paciente. Outros métodos, como varredura a laser, ultrassom e tomografia por emissão de pós- nitrogênio também são usados para a obtenção dos dados (JAVAID & HALEEM, 2018). Os biomodelos são modelos físicos que replicam a geometria ou forma de uma estrutura biológica e fornecem uma réplica visual e física real à equipe médica, com informações precisas da anatomia do paciente. Dessa forma se fornece aos cirurgiões uma precisão maior para o planejamento cirúrgico. Ademais, os biomodelos podem ser utilizados para a instrução e comunicação entre médico e paciente (YAP et al., 2017). A elaboração do implante por MA é desenvolvida em diversas etapas e é composta por uma equipe multidisciplinar, como engenheiros, designers, médicos etc. Na primeira etapa, os 49 dados do paciente são obtidos a partir de uma digitalização de objetos reais, que possibilite a geração de imagens tridimensionais da região de interesse. Em seguida, os dados são processados em um software de imagens médicas e os arquivos em formato digital DECOM (digital imaging and communication in medicine) são processados e convertidos para formato .STL - formato de leitura padrão para os equipamentos de MA. Assim que o arquivo .STL é importado para o equipamento, os materiais necessários devem ser selecionados com base na aplicação e na finalidade de cada biomodelo (LONGHITANO, 2017; YAP et al., 2017). Figura 14 – Fluxograma do processo de design, fabricação e implantação do biomodelo de calota craniana de Ti- 6Al-4V ELI produzidos por MA Fonte: Adaptado de Jardini et al. (2014). Interação entre superfície do implante e tecido A engenharia de tecidos surgiu no início dos anos 1990 como uma abordagem alternativa e promissora no tratamento de órgãos com defeito ou perdidos. Para a formação de um novo tecido ou órgão, um suporte temporário - chamado de Estrutura celular - é necessário para facilitar a adesão e promover o crescimento celular (CHEN, et al. 2002; HOLLISTER, 2005). Estruturas celulares fabricadas por manufatura aditiva são uma nova classe de biomateriais, que apresentam várias vantagens sobre os implantes sólidos tradicionais. Recentemente, foi dada uma grande atenção à EBM como uma nova tecnologia de MA para essa aplicação. Por exemplo, o alto grau e controle de porosidade no volume das estruturas diminui drasticamente a rigidez do implante metálico podendo chegar a valores próximos à rigidez do osso natural (HEDAYATI et al., 2017; AHMADI et al., 2017). A porosidade controlada dos implantes produzidos por meio do processo de MA permite com que o osso cresça dentro da estrutura porosa (bone ingrowth), fornecendo uma 50 fixação biológica adequada. A figura 15 demonstra a interconectividade dos poros do implante com o tecido ósseo. Figura 15 – Osseointegração adequada entre implante metálico e osso Fonte: Adaptado de Nouri et al. (2010). Apesar da excelente biocompatibilidade das ligas de titânio, quando um implante é exposto ao tecido e fluidos, algumas reações podem ocorrer entre o hospedeiro e o implante, ditando a aceitabilidade do material no corpo. Algumas reações adversas podem ocorrer como: a) trombose: a coagulação do sangue e a adesão das plaquetas sanguíneas à superfície do biomaterial; b) encapsulação do tecido fibroso; quando uma cápsula fibrosa se interpõe entre a superfície do implante e o do osso. A longo prazo pode causar instabilidade no implante, pois as fibras colágenas podem se fixar ao osso e não ao implante (LEGEROS & CRAIG, 1993). A figura 16 apresenta a formação da cápsula fibrosa na interface do osso/implante. Figura 16 – Insucesso dos implantes Fonte: Adaptado de Nouri et al. (2010). Visando melhorar a biocompatibilidade, aumentando e acelerando o processo de 51 osseointegração, pesquisas estão sendo realizadas para o desenvolvimento de técnicas de modificação de superfície (BASTOS, 2016). Existem diversas classificações de modificações de superfície, entretanto, de acordo com Sobieszczyk et al. (2010) as mais comuns são divididas em 3 principais grupos: métodos mecânicos, químicos e físicos, demonstrado no quadro 7. Quadro 7 – Métodos de modificação de superfície empregados para titânio e suas ligas CLASSIFICAÇÃO DOS MÉTODOS DE MODIFICAÇÃO DE SUPERFÍCIE TIPO OBJETIVOS Métodos mecânicos ● Usinagem ● Lixamento ● Polimento Jateamento Aumento da adesão a partir de topografia de superfície específica. Métodos Químicos ● Tratamento ácido ● Tratamento alcalino ● Tratamento com peróxido de hidrogênio ● Tratamento sol-gel ● Oxidação anódica ● Deposição química de vapor (CVD) ● Métodos bioquímicos Aumento da biocompatibilidade, bioatividade e condutividade óssea; Aumento da resistência à corrosão; Remoção de contaminação. Métodos físicos ● Plasma spray ● Aspersão térmica ● Deposição física de vapor (PVD) ● Implantação Iônica Plasma Aumento da resistência ao desgaste, corrosão e biocompatibilidade. Fonte: Adaptado de Sobieszczyk et al. (2010). Dentre alguns dos exemplos citados acima, a oxidação anódica vem se destacando nos últimos anos, pois é relativamente simples de ser aplicada, além de possuir baixo custo quando comparada às outras técnicas de revestimento (ESCADA et al., 2012). 52 2.4 ANODIZAÇÃO ELETROQUÍMICA A técnica de anodização eletroquímica nomeada como oxidação anódica ou anodização, é considerada relativamente simples e consiste no tratamento e/ou modificação de superfície induzindo o crescimento de uma camada de óxido na superfície de um material metálico como por exemplo, o titânio (STEVENSON, 1994). Basicamente o processo de anodização corresponde à aplicação diferença do potencial elétrico entre a amostra (ânodo - material a ser anodizado) e o contra-eletrodo (platina) imersos em um eletrólito, ocorrendo a oxidação e redução do eletrodo e transferência de íons por eletrólito, conforme figura 19 (LAUSMAA, 2001). O filme de óxido é uma proteção, atuando como barreira de migração de íons do metal, limitando seu crescimento. A composição e temperatura do eletrólito, corrente ou tensão aplicada e tempo de anodização são parâmetros fundamentais para a execução da técnica (LAUSMAA, 2001). Desde a década de 80 são utilizados íons de fluoreto na composição do eletrólito. Os íons fluoreto se desfazem da camada permitindo a migração de íons Ti4+ com a aplicação da tensão (Assefpour-Dezfuly et al., 1984). Figura 17 – Representação de uma célula utilizada para a oxidação anódica Fonte: Adaptado de Regonini et al. (2013). Dependendo dos parâmetros de anodização e a composição do eletrólito, três reações podem ocorrer: I) os íons M n+ são dissolvidos no eletrólito continuamente (corrosão); II) os íons M n+ formados reagem com O 2- (fornecido pela água presente no eletrólito) e formam uma camada de óxido compacta (MO), não solúvel no eletrólito; 53 III) sob algumas condições eletroquímicas ocorre uma competição entre a dissolução e a formação do óxido, levando à formação de uma camada de óxido porosa (ROY; BERGER; SCHMUKI, 2011). Em condições experimentais específicas, os poros irão se auto-organizar durante o crescimento e conjuntos de poros organizados ou estruturas nanotubulares alinhadas e ordenadas podem ser obtidas. A princípio, quatro morfologias de óxidos podem ser formadas quando as condições de anodização são controladas, conforme demonstrado na figura 18. Figura 18 a) mecanismo de formação do óxido no metal, b) morfologias obtidas por anodização eletroquímica - um filme de óxido compacto, uma camada de óxido porosa desordenada, uma camada nanoporosa ordenada ou uma camada nanotubular ordenada Fonte: Adaptado de Ghicov; Schmuki (2009). O crescimento de nanoestruturas ocorre em 4 estágios (figura 19). No estágio inicial, a anodização é caracterizada pela diminuição da densidade de corrente com o tempo, devido à formação de uma camada de óxido densa pela dissolução de titânio. No estágio 2, a formação de nanoporos ocorre por meio da superfície da camada de TiO2. O estágio 3 é caracterizado pela transição abrupta de nanoporos para nanotubos, formando uma bicamada. O estágio 4 é caracterizado pela completa dissolução da camada porosa e compacta, formando nanotubos de TiO2 altamente ordenados (CROWFORD & CHAWLA, 2009). 54 Figura 19 – Estágios de formação de camadas porosas e nanotubos Fonte: Adaptado de Crowford & Chawla (2009). 2.4.1 Parâmetros do processo de oxidação anódica O crescimento pode ser influenciado por diversos fatores como por exemplo, tempo de anodização, eletrólito (temperatura, composição e pH) e tensão (REGONINI et al., 2013). A escolha do eletrólito é um fator determinante no processo de anodização. Os eletrólitos podem ser classificados basicamente segundo a sua natureza em dois tipos: aquosos e orgânicos. A obtenção de camadas porosas ocorre em eletrólitos em que a composição envolva íons fluoreto, cloreto, brometo, nitrato ou perclorato (REGONINI et al., 2013). Eletrólitos aquosos são compostas por ácido crômico com fluoreto de amônio ou ácido fluorídrico. Esses meios são mais agressivos para o dióxido de titânio (TiO2), resultando em camadas muito espessas, como por exemplo, filme de até 0,5 µm de espessura. Uma solução para a redução da espessura da camada, é utilizar soluções contendo sais de fluoreto como Na2SO4/NaF e (NH4)2SO4/NH4F. Sendo possível obter filmes até oito vezes mais espessos (REGONINI et al., 2013). 55 Em eletrólitos orgânicos, a movimentação e troca de íons na superfície do substrato são mais lentos, devido às ligações oxigênio/carbono serem mais energéticas quando comparadas com as ligações das moléculas de água. Sendo necessária uma quantidade mínima de água na solução, de acordo com Regonini et al., (2013). A dissolução de eletrólitos orgânicos ocorre em uma taxa menor, entretanto, possibilita um crescimento significativo da camada de óxido, com espessuras de até 1000 µm. (REGONINI et al., 2013). De acordo com Regonini et al. (2013), existem quatro gerações de camadas nanoporosas. A primeira é caracterizada pela utilização do eletrólito a base de ácido fluorídrico, com nanotubos curtos, em que são obtidas camadas de até 500 nm de espessura. A segunda geração, utiliza-se eletrólitos a base de água, contendo sais com fluoretos e gerando nanotubos mais longos e ordenados, com espessuras de até 5 μm. A terceira geração e quarta geração, utiliza-se soluções orgânicas com pouca água e sais de fluoreto, com nanotubos extremamente longos, atingindo até 1000 µm de comprimento, sendo classificados como ordenados (3ª geração) e altamente ordenados (4ª geração). A tensão é responsável por gerar um campo elétrico, induzindo o crescimento da camada de óxido. A tensão aplicada influencia o diâmetro dos nanotubos em camadas porosas. Na camada barreira, a tensão está relacionada com a espessura. A tensão elétrica geralmente está na faixa de 5 a 60 V, entretanto em eletrólitos aquosos (por serem mais agressivos), são utilizados valores entre 5 e 30 V (MACAK et al., 2007; REGONINI et al., 2013). O tempo depende diretamente dos outros parâmetros. De acordo com Macak et al. (2007) quanto maior o tempo de anodização, maior a espessura do óxido formado. Em soluções aquosas, varia-se de minutos até poucas horas, porém em meios orgânicos, pode durar até 24 horas. Entretanto, é possível aplicar tempos menores mesmo em condições mais brandas, diminuindo o pH e aumentando a tensão aplicada (REGONINI et al., 2013). 56 Figura 20 – Gerações de Nanotubos de TiO2 Fonte: Adaptado de Regonini et al. (2013). 57 3 MATERIAIS E MÉTODOS A figura 21 apresenta o fluxograma com as principais etapas empregadas no desenvolvimento dessa pesquisa. Figura 21 – Fluxograma da metodologia aplicada neste trabalho Fonte: Elaborado pela autora 3.1 PROJETO EM CAD A célula unitária pode ser definida como a arquitetura básica das estruturas celulares que ao ser replicada em direções diferentes, gera um padrão. Foi projetado e fabricado amostras com célula unitária com arquitetura com base em diamante. O arquivo foi exportado em formato .STL para a produção por MA. O projeto das células e das geometrias finais das estruturas celulares foi realizado no software Materialise Mimics®. As amostras possuem 8 mm de diâmetro por 3 mm de altura, passível da fabricação apenas via MA. A figura 22 demonstra o projeto em CAD com vista superior e isométrica da célula, que tem como base octaedros. Essa célula foi escolhida baseada no trabalho de Longhitano (2019), visando as propriedades mecânicas. 58 Fonte: Elaborado pela autora 3.2 PRODUÇÃO DAS AMOSTRAS As amostras foram fabricadas a partir do pó comercial da liga Ti-6Al-4V da Arcam - GE Additive por meio do processo de EBM. Para a produção foi utilizado o equipamento de manufatura aditiva Modelo Q10 Plus, do LAprint (Laboratório aberto de impressão 3D) do Centro de Tecnologia da Informação Renato Archer (CTI), localizado em Campinas, São Paulo (figura 23). Foram confeccionadas 237 amostras de 8 mm por 3 mm de diâmetro por altura. A Figura 24 mostra as amostras na plataforma de construção, após o processo de fabricação. Figura 23 – EBM Arcam - GE Additive Modelo Q10 Plus Fonte: CTI Renato Archer (2021). Figura 22 – Visão superior e isométrica do projeto em CAD da estrutura celular 59 Quadro 8 – Características do processamento da EBM Características do Processamento Espessura mínima de camada 0,05 mm Espessura mínima de parede 0,50 mm Volume útil de construção 200x200x180 mm Fonte: CTI Renato Archer (2021). Figura 24 – Amostras com resíduos do processo de produção via EBM Fonte: Elaborado pela autora 3.2.1 Limpeza e polimento químico Posteriormente ao processo de fabricação, é necessário realizar a limpeza de cada amostra por meio da técnica de jateamento: propulsão de partículas abrasivas (no caso, o próprio pó de Ti) a altas velocidades sobre a superfície. O processo de jateamento foi realizado no CTI em Campinas/SP. A figura 25 demonstra o processo de jateamento sendo executado e a figura 26, as amostras após o processo. 68 60 Figura 25 – Processo de jateamento Fonte: Elaborado pela autora Figura 26 – Amostras após o processo de jateamento Fonte: Elaborado pela autora Em seguida ao processo de jateamento, foi realizado o polimento químico - processo para remoção das partículas de pó aderidas na superfície, provenientes do processo de fabricação - com o objetivo de obter uma superfície uniforme e limpa, sem comprometer a estrutura das amostras. As estruturas celulares foram submergidas em uma solução de 1:4:5 de HF (48%): HNO3 (70%): H2O em temperatura ambiente sob agitação contínua de 400 rpm durante 5 minutos. A agitação foi realizada utilizando-se um Agitador Magnético modelo Q221M 68 61 da marca Quimis (figura 27). Após o tempo pré-determinado, as amostras foram limpas com H2O e secas a frio. O procedimento de limpeza das amostras foi realizado no laboratório de Química da FEG/UNESP. Esse procedimento sempre deve ser realizado após a remoção das amostras do equipamento de MA e foi baseado no trabalho de Damborea (2015). Figura 27 – Amostras imersas na solução sob um agitador magnético para limpeza química Fonte: Elaborado pela autora 3.3 ANODIZAÇÃO As estruturas celulares foram submetidas a diversos parâmetros, fixando o tempo e a voltagem e variando a composição do eletrólito e agitação. As amostras foram levadas para a célula eletroquímica composta por dois eletrodos, de trabalho (ânodo) e um contra eletrodo de platina, ligados a uma fonte de tensão e um recipiente para conter o eletrólito. O processo de anodização foi realizado no laboratório de Biomateriais da FEG/UNESP. O potencial foi ajustado para atingir a tensão de trabalho desejada e então mantido durante o tempo determinado para cada análise. Foi utilizado uma célula eletroquímica sobre um agitador magnético da marca Fisatom modelo 752A. 68 62 Figura 28 – (a) Célula de anodização, constituída por uma fonte corrente contínua, um eletrodo auxiliar de platina e o eletrodo de trabalho contendo a amostra de Ti-6Al-4V e (b) Célula de anodização utilizando um agitador magnético Fonte: Elaborado pela autora A amostras foram divididas em quatro grupos: como produzidas “as-built” (AB), com polimento químico (PQ) e amostras com polimento químico e posteriormente anodizadas na em três condições: em solução de solução de 94mL de Etilenoglicol C2H6O2, 0.6 g 6 mL de H2O, durante 3 horas em uma tensão constante de 20V, sem agitação (PQAN1) e 94mL de Etilenoglicol P.A (monoetilenoglicol) C2H6O2, 0.3 g de NH4F, 3 mL de H2O , durante 3 horas em uma tensão constante de 20V, sem agitação (PQAN3). O quadro 9 simplifica as distintas condições em nomenclaturas. Os parâmetros empregados na anodização foram baseados em estudos desenvolvidos anteriormente no grupo para o TiCP (Titânio comercialmente puro). (b ) 68 63 Quadro 9 – Resumo das condições realizadas Condição Abreviatura Como produzidas ("as-built”) AB Polimento químico HF (48%): HNO3 (70%): H2O, proporção de 1:4:5 em temperatura ambiente sob agitação contínua de 400 rpm durante 5 min PQ Polimento químico e anodizadas na condição 1 A cada 100 mL: solução de 94mL de Etilenoglicol C2H6O2, 0.6 g de NH4F, 6 mL de H2O, durante 3 horas em uma tensão constante de 20V, sem agitação, calcinadas a 450 o c PQAN1 Polimento químico e anodizadas na condição 2 A cada 100 mL: solução de 97mL de Etilenoglicol C2H6O2, 0.3 g de NH4F, sem água, durante 3 horas em uma tensão constante de 20V, com agitação, calcinadas a 450 o c PQAN2 Polimento químico e anodizadas na condição 3 A cada 100 mL: solução de 94mL de Etilenoglicol C2H6O2, 0.3 g de NH4F, 3 mL de H2O, durante 3 horas em uma tensão constante de 20V, sem agitação, calcinadas a 450 o c PQAN3 Fonte: Elaborado pela autora Decorrido o tempo de anodização, as amostras foram retiradas da célula de anodização e limpas em água deionizada por enxágue. O excesso foi removido com o auxílio de um soprador térmico. Para obter a transformação da camada amorfa do óxido formado em fase cristalina (cristalizar a camada de TiO2 nanoestruturada), as amostras foram submetidas a calcinação em forno mufla EDG com aquecimento por resistência elétrica (figura 29 e 30), com uma taxa de aquecimento de 5 o C/min mantidas por 1 hora a 450 o C, seguido de resfriamento lento dentro do forno. As amostras com nanotubos cristalizados foram armazenadas em um dessecador até a etapa subsequente do trabalho: caracterização de superfície. 68 64 Figura 29 – Forno mufla EDG para cristalização da camada de TiO2 Fonte: Elaborado pela autora Figura 30 – Amostras sobre uma placa de Ti, inseridas no forno mufla EDG para o processo de calcinação Fonte: Elaborado pela autora 68 65 3.4 CARACTERIZAÇÃO DE SUPERFÍCIE Para avaliar a morfologia da superfície das amostras após o tratamento de oxidação anódica, foi utilizada a técnica de microscopia eletrônica de varredura (MEV). As imagens das amostras produzidas via DMLS foram coletadas por microscópios com filamentos de tungstênio (Zeiss EVO LS15) pertencente ao LAIMat - Laboratório de Imagens de Materiais, FEG/UNESP). Para a análise das amostras produzidas via EBM, foi utilizado o Microscópio eletrônico de varredura de emissão de campo (MEV-FEG), de alta resolução, do modelo MIRA3 – Tescan, pertencente ao Laboratório Associado de Sensores e Materiais (LAS), no Instituto Nacional de Pesquisas Espaciais (INPE) em São José dos Campos/SP (Figura 31). Figura 31 – (a) Microscópio Eletrônico de Varredura modelo Zeiss EVO LS15 da e Microscópio eletrônico de varredura de emissão de campo MIRA3 – Tescan Fonte Elaborado pela autora (b ) 68 66 4. RESULTADOS E DISCUSSÃO Inicialmente, a pesquisa seria desenvolvida em parceria com o Instituto de Biofabricação (INCT-BIOFABRIS) da Universidade Estadual de Campinas (UNICAMP), com amostras produzidas via DMLS. Os primeiros ensaios e três variações de parâmetros de anodização foram realizados (quadro 8) utilizando amostras da pesquisa da tese de doutorado de Longhitano (2019). As estruturas celulares recicladas possuem distintas células unitárias e foram nomeadas como: as-built (como fabricada), célula unitária cúbica e célula unitária diamante. Para a reutilização das amostras, foi realizada a limpeza química para remoção de tratamentos anteriores, utilizando uma solução de ácido nítrico (HNO3), ácido fluorídrico (HF) e H2O. As amostras foram imersas durante 5 segundos e depois mergulhadas em carbonato de cálcio para a neutralização, posteriormente colocadas em ultrassom e banhadas em etanol durante 5 minutos e secas com soprador térmico. Os parâmetros para a limpeza química são baseados no que o grupo de pesquisa de biomateriais utiliza. Variou-se diversos parâmetros de anodização e as amostras foram analisadas via MEV com resultados positivos e demonstrando uma superfície nanoestruturada (quadro 8). Entretanto, devido a problemas técnicos com o equipamento de DMLS e o início da pandemia de COVID-19 no início de 2020, impossibilitou-se a chegada de um técnico especializado de outro país e o equipamento ficou suspenso durante grande parte do ano de 2020 e 2021, inviabilizando a produção de uma grande quantidade de amostras para ensaios biológicos e continuação da pesquisa. Devido a estes motivos, realizou-se uma nova parceria com o CTI Renato Archer para fabricação das estruturas celulares via técnica de EBM. 71 67 4.1 OBTENÇÃO DAS AMOSTRAS No processo de EBM foram produzidas, ao total, 237 amostras. Do total analisado, 115 (48,53%) foram fabricadas com sucesso, com poros interconectados e não apresentaram irregularidades relevantes na estrutura quando comparado ao projeto CAD demonstrado na figura 22. A Figura 32 demonstra as estruturas celulares utilizadas neste trabalho, após o processo de fabricação. Figura 32 – Amostras sem irregularidades, fabricadas via EBM Fonte: Elaborado pela autora 4.2 ANÁLISE DE SUPERFÍCIE DE AMOSTRAS PRODUZIDAS VIA DMLS E EBM Conforme abordado no tópico anterior, os primeiros ensaios foram desempenhados com amostras recicladas produzidas via DMLS. A figura 33 (c) e (d), mostra via microscópio óptico que as amostras AB possuem partículas de pó fundido totalmente em sua superfície, quando comparadas à superfície das amostras com PQ e recicladas. Nota-se por meio de análise visual o efeito do polimento químico: limpeza da superfície e redução da parede das amostras. 30 mm 71 68 (d (c) Figura 33 – (a) e (b) Análise macrográfica da célula unitária cúbica e diamante e (b) e (c) estrutura de diamante as-built comparada a amostra reciclada Fonte: Elaborado pela autora Na figura 34 e 35 observa-se por meio do MEV, tanto em amostras via DMLS (amostra cúbica ou amostra de diamante) quanto EBM, as partículas de pó do processo de fabricação. Essas partículas podem ser prejudiciais na corrente sanguínea e métodos de acabamento de superfície devem ser adotados a fim de se contornar esse problema, como citado anteriormente: limpeza e polimento químico. (a ) (b ) (c ) (d ) 71 69 Figura 34 – (a), (b) e (c) - MEV da célula unitária cúbica AB produzida via DMLS e (d), (e) e (f) célula unitária diamante AB produzida via DMLS Fonte: Elaborado pela autora (a) (d) 200 µm 200 µm (b) (e) 100 µm 100 µm (c) (f) 10 µm 100 µm 70 Figura 35 – MEV da estrutura celular AB produzida via EBM Fonte Elaborado pela autora Na figura 36 é possível comparar a superfície das amostras produzidas via EBM. Observa-se na figura 36 (b) a remoção das partículas pó fundido da parede interna da amostra após a limpeza e polimento químico, quando comparada a amostra AB (a). Figura 36 – (a) estrutura celular AB e (b) estrutura celular com PQ Fonte: Elaborado pela autora Foi realizada a análise de superfície via MEV após a anodização de amostras recicladas de DMLS com células unitárias distintas (cúbica e diamante). Para a anodização, foram variados três parâmetros do quadro 9 (parâmetros PQAN1, PQA2, PQAN3). A figura 37 mostra a superfície da amostra após a anodização no parâmetro PQAN1. Observou-se a formação de uma superfície nanoestruturada. (a) (b) 1 mm 500 µm (a) (b) 200 µm 200 µm 71 Figura 37 – Análise da superfície da célula unitária cúbica utilizando o PQAN1 Fonte: Elaborado pela autora A figura 38 (b), (c) e (d) demonstra a superfície após a anodização no parâmetro PQAN2. Há fendas formadas na camada de óxido quando é utilizado utilizado agitação magnética e não há água na composição do eletrólito no processo de anodização. Observa- se que a água possui uma função significativa na morfologia e estrutura da camada de óxido. Essa condição foi testada para avaliar se a agitação poderia acelerar o processo de anodização sem a presença de água. De acordo com Regonini (2012), os fenômenos de dissolução são muito mais vigorosos na água. Os íons de F− transferem mais rápido em água do que apenas em etilenoglicol, e há mais F− na superfície das matrizes de TiO2 na água do que no etilenoglicol, o que leva à velocidade corrosiva mais rápida. E uma mínima porcentagem de de água é necessária para induzir a formação de nanotubos. fluoreto, podendo auxiliar na formação da estrutura nanoporosa. Porém essas condições devem ser controladas, visto que uma velocidade de agitação muito alta pode destruir a estrutura nanoporosa. (a ) (b ) 2 0µm 1 µm (c ) (d ) 200 nm 100 nm 72 Figura 38 – Análise da superfície da célula unitária diamante utilizando o PQAN2 Fonte: Elaborado pela autora Por fim, o PQAN3 expôs um resultado superior do que quando comparado aos outros parâmetros, apresentando uma superfície nanoestruturada com nanotubos de TiO2, conforme observa-se na figura 41. Esse parâmetro foi replicado para as estruturas celulares produzidas via EBM e obteve-se um resultado semelhante. 73 Figura 39 – Análise da superfície da célula unitária cúbica produzida via DMLS utilizando o PQAN3 Fonte: Elaborado pela autora A figura 40 demonstra que ao replicar o parâmetro PQAN3 em amostras via EBM, o resultado é semelhante, é possível obter TiO2, independentemente do proces