CARACTERÍSTICAS DOS BIOCIMENTOS

Os biocimentos em presença de água ou do plasma sanguíneo formam uma pasta plástica hidráulica, que através da reação exotérmica de dissolução-precipitação ou hidrólise, pode alcançar temperaturas acima de 37ºC [DOS SANTOS & PINTO, 2011] e esta conduz à pega e ao endurecimento da massa de biocimento pela sua saturação. A pega é identificada como um estágio coloidal durante o desenvolvimento e formação da rede cristalina, inicialmente fraca e tixotrópica, enquanto o processo de endurecimento denota o desenvolvimento de uma estrutura cristalina mais estável e irreversível. O tempo durante o qual a pasta de biocimento se comporta eminentemente em forma tixotrópica, denominado tempo de pega, está estritamente relacionado ao tempo de trabalho, isto é, ao tempo disponível para se preparar e fazer a aplicação definitiva do biocimento in sito SANTOS, 2002.

Para melhorar a hidratação e o tempo de pega, bem como a resistência inicial de biocimentos de fosfatos de cálcio, pode se adicionar pequenas concentrações de uma segunda fase do tipo o óxido de magnésio (MgO), alumina- (Al2O3-) e/ou SiO2 na matriz de

fosfato de cálcio durante o processo de elaboração do biocimento. Esta segunda fase tem por objetivo melhorar o processo de hidratação, pega e a atividade osteocondutora do biomaterial. A segunda fase em pequenas concentrações dentro de um biocimento de fosfato de cálcio proporciona a formação de finos grãos, que, durante o processo de hidratação e pega, proporcionam a formação de gel e finos cristais de fosfatos de cálcio, formando uma microestrutura microporosa favorável à adesão e proliferação celular de osteoblastos na superfície dos finos cristais e da microporosidade da massa cimentícia [MESTRES e GINEBRA, 2011].

A presença de uma segunda fase do tipo óxido de magnésio, alumina- ou sílica, pode modificar o arranjo cristalino da fase hidroxiapatita com alteração dos parâmetros de rede cristalina, isto conduz a modificação do tamanho de cristais e sua cristalinidade. Esta modificação do arranjo cristalino da fase hidroxiapatita também leva a modificação de sua solubilidade [SOUZA, 2009; DOS SANTOS, 2009]. Sabe-se da bibliografia que a presença de uma segunda fase nanométrica dispersa dentro de uma matriz cerâmica de hidroxiapatita, pode desestabilizar a fase hidroxiapatita durante o processo de tratamento ou de sinterização do pó a altas temperaturas. Isto está associado à alta temperatura de tratamento do pó de fosfato de cálcio para obtenção do biocimento. Se a temperatura de tratamento for superior a 1200ºC, esta pode levar à transformação da fase fosfato de cálcio- em aproximadamente 1180ºC, através da dissociação do CaO da fase hidroxiapatita. Durante o tratamento térmico para obtenção do biocimento ocorre a liberação de CaO pela desestabilização da fase hidroxiapatita, o que leva a formação de novas fases [CORRÊA, 2013; KARVAT, 2005;]. As modificações de fases no estado sólido em biomateriais bifásicos biocerâmicos, cujas ligações são predominantemente iônicas, ocorrem pela difusão dos íons através da interface nos contornos de grãos [VISWANATH, 2006]. Portanto, a presença de uma pequena concentração de uma segunda fase da ordem nanométrica na matriz hidroxiapatita pode alterar a cinética de difusão superficial da fase hidroxiapatita, favorecendo sua decomposição em TCP- ou e formação de outras fases dependendo de qual é o tipo da segunda fase utilizada na elaboração do biocimento[CORRÊA, 2013;

Os requisitos ideais de um biocimento de fosfato de cálcio para reparações ósseas são os seguintes [DRIESSENS, 1997]: tempo de pega deve ser tal que permita a manipulação apropriada do material sem ser demasiadamente longo; o tempo de preparo da massa deve ser próximo ao tempo de pega inicial (por volta de 5 minutos); a resistência à compressão final deve ser pelo menos similar à do tecido reparado; não deve produzir calor durante a pega e o pH deve ser neutro (6,5 - 8,0) durante e depois da pega para evitar efeitos citotóxicos.

1.7.2 Solubilidade dos Fosfatos de Cálcio

O mecanismo de dissolução dos fosfatos de cálcio vem sendo estudado a mais de 25 anos e o interesse se encontra em compreender o processo de dissolução de íons Ca++ e de PO43- destes biomateriais em

meio biológico, sendo o interesse de melhorar os processos de dissolução e de adsorção destes íons pelos processos de neoformação óssea [DOROZHKIN, 2011; BROWN, 1994]. A solubilidade é uma das mais importantes propriedades dos compostos de fosfato de cálcio e está associada diretamente à temperatura, ao pH do meio onde são aplicados e da razão Ca/P molar. A razão Ca/P molar pode influenciar diretamente sobre o índice de solubilidade (Ksp) dos fosfatos de cálcio [SONG, 2002]. O parâmetro mais importante para a descrição das propriedades de solubilidade de um sal de fosfato de cálcio é a constante do produto de solubilidade termodinâmico, Ksp, uma quantidade relacionada à energia livre de Gibbs do sólido, sendo expressa na forma relacionada à forma do composto [SANTOS, 2002].

De maneira geral, os fosfatos de cálcio micrométricos apresentam uma taxa de degradação em função de sua solubilidade, isto está associado ao valor do pH e do tempo de imersão em solução. Quanto maior a razão Ca/P, menor será a solubilidade. Observando-se na figura 6 as curvas representativas da solubilidade de diferentes composições de fosfatos de cálcio, relaciona-se a função de log da concentração de Ca e P em relação ao valor do pH da solução. Nota-se a inclinação negativa nas regiões neutras e ácidas na figura 6. Isso reflete o fato de que todos os compostos são mais solúveis conforme o pH diminui. Na região alcalina, a concentração de cálcio aumenta com o aumento do pH. Observa-se na literatura para as biocerâmicas de fosfato de cálcio, que a taxa de dissolução em meios biológicos ocorrem, conforme o esquema ilustrado a seguir: DCPA > DCPD > OCP > α-

TCP > β-TCP > HA > TTCP [GUASTALDI e APARECIDA, 2010; SOARES, 2006; KAWACHI, 2000].

Figura 6 – Dissolução em função de log de Ca e P em relação ao pH da solução para as diferentes composições de fosfatos de cálcio.

Fonte: Adaptado de DOROZHKIN, 2011.

Testes de dissolução em solução fisiológica mostram que TCP-  apresenta maior dissolução do que a hidroxiapatita, sendo que composições bifásicas de TCP e hidroxiapatita mostram uma dissolução intermediária. A dissolução in vivo e in vitro dos biocimentos de fosfato de cálcio dependem da composição, da cristalinidade e do pH das soluções. Porém, muitos estudos indicam que a dissolução da hidroxiapatita no corpo humano depois da implantação está longe de atingir bons resultados, pois é mais estável em condições fisiológicas. Por outro lado, a taxa de dissolução de TCP- se apresenta muito rápida para ocorrer à ligação com os tecidos ósseos. Torna-se assim interessante a obtenção de biomateriais que apresentem solubilidade intermediária entre a fase TCP- e a HA. Pesquisas são desenvolvidas principalmente com composições bifásicas e trifásicas [DOROZHKIN, 2012; KWOM, 2003]. A utilização de uma segunda fase da ordem

nanométrica do tipo SiO2, MgO, ZrO2 e Al2O3 são frequentemente

utilizadas na elaboração de biomateriais bifásicos e trifásicos. O interesse se encontra em modificar os parâmetros da célula unitária, modificando o tamanho do cristal e da microestrutura do biomaterial, aumentando assim a área de superfície de grãos e de microporos, levando a uma melhor atividade do biomaterial quando aplicado em meio biológico ou simulado, fornecendo melhores condições de molhabilidade e capilaridade, proporcionando uma solubilidade controlada do biomaterial [DOROZHKIN, 2012; SADER, 2009].