Polímeros sintéticos biodegradáveis têm sido usados para a confecção de barreiras mecânicas como, por exemplo, em procedimentos cirúrgicos, nos quais oferecem controle da estrutura (física e química) e propriedades (cristalinidade, hidrofobicidade, padrão de degradação e propriedades mecânicas) dos tecidos biológicos (Merkli, 1998). Estes polímeros podem ser processados em várias formas e microestruturas, de acordo com a área superficial desejada e a quantidade, tamanho e distribuição dos poros. As propriedades desses polímeros podem ser ajustadas através de mudanças nas estruturas químicas dos monômeros (Kweon, 2003).
Os co-polímeros biodegradáveis (polímeros sintéticos, como os poliésteres alifáticos neutros derivados de ácido láctico e glicólico (Dunn, 2001; Coombes, 2005)) são compostos de interesse para uso médico por causa de suas propriedades, que podem ser também controladas. Os polímeros bioabsorvíveis são capazes de se degradarem no organismo humano através dos processos metabólicos em compostos de peso molecular menor, e de serem eliminados em tamanho suficientemente pequeno através das vias naturais (Merkli, 1998; Marra, 1999).
Dois fatores são importantes para os polímeros serem usados em aplicação terapêutica temporária: biocompatibilidade e biofuncionalidade (degradação), por possibilitarem o ajuste das propriedades mecânicas, físicas e biológicas através do controle da estrutura molecular sem que seja necessário o uso de aditivos. Os polímeros mais comuns são os termoplásticos orgânicos alifáticos: poli (α-hidroxi ácidos), polilático e poliglicólico e seus copolímeros poli-glicolídeo-lactídeo, que têm como vantagem a degradação por hidrólise com os produtos da degradação sendo na maioria metabolizados em CO2 e H2O através do ciclo do ácido cítrico ou ciclo de Krebs
(Coombes, 2005).
É possível controlar a estrutura e propriedades (tais como estrutura química e física, cristalinidade, hidrofobicidade, taxa de degradação e propriedades mecânicas) dos polímeros sintéticos biodegradáveis. Eles podem ser processados em várias formas, de modo a resultar em diferentes microestruturas, com área de superfície, porosidade, tamanho e distribuição dos poros variáveis. As propriedades de superfície podem ser alteradas para se adaptarem aos requisitos biológicos para adesão, crescimento e função celulares. Assim, os polímeros sintéticos biodegradáveis têm sido amplamente utilizados em engenharia de tecidos como meios para transplante celular e moldes como reprodução da forma do tecido a ser reposto. Como observado, os poliésteres alifáticos são a classe mais utilizada de polímeros biodegradáveis em medicina, e os poliα-hidróxi-ácidos, que consistem do ácido lático e glicólico, são talvez os mais conhecidos nesta ampla classe de materiais. Eles são usados extensivamente em humanos há mais de 20 anos, inicialmente apenas em suturas por causa da sua segurança toxicológica, biodegradabilidade, e versatilidade. As aplicações dos ácidos poli-hidróxi-ácidos são divididas nas seguintes áreas funcionais mais importantes: a) fechamento de feridas, b) reparo de tecido, c) regeneração e d) liberação
de drogas (Lindhe, 1999; Dunn, 2001; Rhee, 2003; Coombes, 2005). De fato, o maior interesse dos periodontistas, implantodontistas e ortopedistas por esse material refere-se a seu uso no reparo e regeneração teciduais e também em sistemas de liberação de drogas.
1.4.1 POLICAPROLACTONA
O policaprolactona (PCL) é um polímero sintético do tipo poliéster alifático, assim como o poliácido lático (PLA) e o poliácido glicólico (PLG) (Coombes, 2005). O PCL é biodegradável, com a biodegradação ocorrendo devido à suscetibilidade da cadeia éster alifática à hidrólise. Na Fig. 3 a estrutura do PCL (policaprolactona), cuja fórmula é C6H10O2, é mostrada. O O * * n Figura 3: Fórmula estrutural do polímero policaprolactona (PCL).
O PCL, cuja estrutura é do tipo semicristalina linear (Kweon, 2003), é geralmente metabolizado no organismo pela cadeia do ciclo do ácido tricarboxílico e eliminado por secreção renal direta. O ciclo de Krebs, também chamado de ciclo do ácido tricarboxílico (ver Fig. 4) é a mais importante via metabólica celular e ocorre sob a regência de enzimas mitocondriais. O PLA e o PCL são degradados por hidrólise e por
este ciclo, sendo metabolizados no organismo e excretados na forma de água e dióxido de carbono.
Figura 4: Ciclo de Krebs (ciclo do ácido tricarboxílico), realizado pelas mitocôndrias dentro da estrutura celular.
A hidrólise é o principal meio de degradação de biopolímeros como o poliácido lático, o poliácido glicólico e o policaprolactona, e alguns outros copolímeros. A degradação ocorre por difusão da água para dentro do material (inicialmente dentro das zonas amorfas do polímero), o que desencadeia a ação de hidrólise que vai aos poucos fragmentando as cadeias poliméricas. A hidrólise é afetada pelo tamanho e hidrofobicidade do polímero implantado, bem como por sua cristalinidade, o pH e a temperatura a que o polímero esteja submetido (Ohtaki, 1998; Kweon, 2003). O PCL é viável para uso como agente biológico devido a seu baixo
custo, sua ação biodegradável e a seu baixo peso molecular, o que facilita a integração com outros materiais como a hidroxiapatita, e também sua aplicação como veículo para a liberação controlada de fármacos (Kim, 2004; Coombes, 2005). Ultimamente, vem sendo usado também na confecção de fios de sutura reabsorvíveis e na engenharia de tecidos ósseos como componente de biomateriais passiveis de uso como substitutos ósseos (Kweon, 2003; Calandrelli, 2004; Kim, 2004).
As aplicações do PCL em engenharia de tecidos são crescentes, devido ao fato de que sua cinética de degradação e de reabsorção serem mais lentas que as de outros ésteres alifáticos, como o PLA e o PGA (Materials, 2005; Physical properties, 2005; Polymer, 2005). A isso se adiciona o fato de que a policaprolactona apresenta uma menor reação inflamatória (Merkli, 1998). Algumas das diferenças entre as propriedades desses biopolímeros são indicadas na Tabela 2.
Tabela 2: Propriedades químicas de biopolímeros. PLA, PGA, PCL (Chemical properties, 2005)
Polímero Viscosidade (dl/g) Temperatura de fusão (°C) Temperatura de transição vítrea (°C) Tempo de Degradação (meses) PLA 0.90 – 1.2 173-178 60 – 65 >24 PGA 1.4 – 1.8 225-230 35 – 40 6 – 12 PCL 1.1 – 1.3 58-63 -65 - -60 >24 1.5 CARBONATOS
Devido a sua biocompatibilidade e forte reatividade iônica com alguns metais e polímeros, os compostos de fosfato de cálcio são um biomaterial atrativo para uso não apenas em enxertos em estruturas ósseas e dentárias, mas também como substratos para implantes (Safinya, 1996; Rossi, 2000; Rigo, 2001).
Os ortofosfatos de cálcio com estrutura apatítica, ou simplesmente apatitas, têm como fórmula genérica Ca10(PO4)6X2: exemplificando, poderemos ter X como sendo o
íon F,- produzindo a flúor-apatita (FAp), ou o íon OH-, produzindo a hidroxiapatita (HA), ou ainda, o íon Cl- , caso em que teremos a formação da cloroapatita (ClAp). Este grupo de minerais foi denominado como apatita, palavra que vem do grego apataw, que significa enganar, porque com freqüência eles eram confundidos com minerais pertencentes a outros grupos, tais como água-marinha, ametista, etc. A estrutura apatítica é muito tolerante a substituições iônicas: por exemplo, íons Ca 2+ podem ser parcialmente ou totalmente substituídos por íons Ba2+, Sr2+ ou Pb 2+, e íons PO43- por
íons AsO4 3-. Freqüentemente também ocorrem substituições duplas como, por exemplo,
a substituição do íon fosfato (PO4 3-) por um sistema com carga -3 (CO3 2-, OH-) ou
(CO32-, F-). Dessa forma, as apatitas são muito estudadas como um material com grande
potencial para uso em descontaminação ambiental através da substituição iônica. As expressões tipo A e tipo B têm sido utilizadas para designar duas classes de carboapatitas: nas carboapatitas do tipo A, os íons carbonato localizam-se em canais e ocupam os mesmos sítios que os íons hidroxila, enquanto que nas carboapatitas do tipo B, os íons carbonato ocupam os sítios dos íons fosfato. Deve ser observado, porém, que a existência de carboapatitas do tipo AB (nas quais os íons carbonato localizam-se em ambos os sítios) também tem sido relatada (Andrade, 2000). As três classes de carboapatitas apresentam espectros de absorção do íon carbonato no infravermelho distintos (Freitas, 2000).
Uma das desvantagens apresentadas pelas biocerâmicas é a reduzida resistência mecânica, que restringe o seu uso a regiões ou locais que não requeiram sustentação. Uma forma de contornar tal restrição é a utilização de metais revestidos com cerâmicas, preparadas através de técnicas como o “Plasma Spray”, o que permite aliar as vantagens intrínsecas das biocerâmicas com a resistência do metal (Liu, 2002).
A baixa cristalinidade das fases nos compostos de fosfato de cálcio usados em recobrimento da superfície de implantes para estruturas ósseas leva a uma instabilidade quando de sua implantação (Ramesh, 2001). De acordo com a literatura (Vercik, 2003), fosfatos de cálcio amorfo e, principalmente, as fases fosfato tetracálcico e fosfato tricálcico possuem uma solubilidade bem superior a aquela da HA, o que leva a uma rápida desintegração do recobrimento e, portanto, à perda de fixação do implante, em um fenômeno conhecido como reabsorção. Na Tabela 3 temos uma relação de biocerâmicas derivadas do fosfato de cálcio e sua ocorrência nas estruturas biológicas.
Tabela 3: Ocorrência de fosfatos de cálcio em sistemas biológicos (Piehler, 2000; Kawachi, 2000).
Fosfato de Cálcio Fórmula química Razão Ca/P Ocorrências
Apatita (Ca,Z)10(PO4,Y)6(OH,X)2
(Z=Mg 2+, Sr 2+ ,Ba 2+ ;
Y= HPO42- , CO32- ;
X= Cl - , F - )
Varia com Z e Y Esmalte, dentina, osso,
cálculo dentário, cálculo urinário, calcificação de tecido mole
Fosfato octacálcico
(OCP) Ca8H2(PO4)65H2O 1,33 Cálculos dentário e urinário
Monohidrogeno fosfato de cálcio dihidratado (DCPD)
CaHPO42H2O 1,0 Cálculo dentário, ossos
Decompostos Fosfato tricálcico
(TCP)
Ca3(PO4)2 1,5 Cálculos dentário e urinário,
pedras salivares, cáries dentárias, calcificação de tecido mole Pirofosfato de cálcio dihidratado (CPPD) Ca2P2O72H2O 1,0 Depósito de pseudo-gotas em fluidos 1.6 HIDROXIAPATITA
As cerâmicas à base de fosfato de cálcio vêm sendo utilizados na odontologia e na medicina há mais de 30 anos, pois foi a década de 70 que marcou o início do uso mais intenso de materiais cerâmicos (Jones, 2001;Kalita, 2002). O grande interesse na hidroxiapatita (HA), uma fase particular de fosfato de cálcio, surgiu devido
a sua grande similaridade com o principal componente presente na fase mineral do osso. Por possuir semelhança química muito grande com os tecidos duros (ossos e dentes) dos animais, a HA tem sido empregada como reconstituinte ósseo, uma vez que vários estudos mostraram ser este material altamente biocompatível (Suchanek, 1998; Kawachi, 2000; Rigo, 2001). Na Fig. 5 é ilustrada a estrutura da HA, que apresenta fórmula Ca10 (PO4)6 (OH)2. De fato, a HA apresenta alta bioatividade e
biocompatibilidade, o que a leva a ter uma grande aceitação pelos tecidos vivos, e poder ser usada como componente de recobrimento para implantes.
Figura 5: Estrutura cristalina idealizada para a hidroxiapatita (Rossi, 2000).
A interconexão dos poros existentes entre os cristais de HA permite que os tecidos cresçam dentro desta estrutura, reduzindo a encapsulação, aumentando a velocidade de crescimento do tecido ósseo (o que diminui o período de recuperação do paciente), favorecendo o suporte nutricional do tecido dentro de seus poros e produzindo uma continuidade com o osso em volta (Suchanek, 1998; Rossi, 2000; Vasconcelos, 2000).
A mais notável característica da HA é a sua afinidade e condutividade óssea, que lhe permite se unir diretamente ao tecido ósseo. Ela não tem capacidade
osteoindutiva, mas atua como matriz passiva para o crescimento ósseo, por ser um material osteocondutivo (Lindhe, 1999). Como a HA é o constituinte principal da fase mineral dos tecidos calcificados, seu equivalente sintético também possui propriedades de biocompatibilidade e de osteointegração, o que coloca este material entre os mais importantes substitutos do osso humano em implantes e próteses (Kawachi, 2000; Green, 2002).
A estrutura hexagonal da HA permite que os grupos hidroxila (OH-) possam se deslocar e serem retirados com relativa facilidade, gerando canais vazios entre os hexágonos formados pelos íons de cálcio. É por esses canais que outros íons e moléculas podem ser conduzidos para dentro da estrutura do material cerâmico. Na Fig. 6 vemos a morfologia do cristal de hidroxiapatita, com a indicação dos índices cristalográficos de Miller e também do arranjo de células unitárias em um destes planos. A estrutura dos fosfatos cerâmicos permite que seus constituintes sejam facilmente substituídos por uma grande variedade de complexos e metais como o chumbo, cádmio, cobre, zinco, estrôncio, cobalto, ferro, flúor, cloro, bem como grupos carbonatos e vanadatos. Estas propriedades, somadas à sua alta capacidade de absorver moléculas, fazem da HA um excelente suporte para ação prolongada de drogas anti-cancerígenas no tratamento de tumores ósseos (Andrade, 2001)
a) b)
Figura 6: a) Projeção das células unitárias da hidroxiapatita no plano 001 de Miller. b) Morfologia do cristal de hidroxiapatita incluindo os índices de Miller (Hydroxyapatite, 2005).
No entanto, o potencial de aplicação tecnológica da HA não se restringe à biotecnologia e à medicina. Na área de controle ambiental, esse material é proposto como absorvente de metais pesados em rejeitos industriais e em águas poluídas (Freitas, 2000), e como catalisador na decomposição de compostos organo-clorados poluentes provenientes da indústria metalúrgica e da incineração de lixo industrial (Moraes, 2000).
Quando a hidroxiapatita é combinada com o titânio comercialmente puro, Ti-cp, ou algumas de suas ligas, tem-se um material muito importante para aplicações na área médica, por sua excelente biocompatibilidade e adequadas propriedades mecânicas. Recentemente, também, foi desenvolvido um método químico relativamente simples para induzir a bioatividade desses materiais metálicos inertes e que se baseia na idéia de imitar as condições biológicas para obtenção do material desejado (Abe, 1990); este é o método denominado de biomimético.