A propriedade mecânica mais amplamente exigida para os cimentos usados na odontologia diz respeito à resistência a compressão para que o material mantenha integridade quando submetidos à compressão como ocorre no processo de mastigação (57).
Cimentos aluminosos vêm sendo utilizados na odontologia e reparação de defeitos ósseos, já que sua principal vantagem é a alta resistência mecânica à compressão (7).
O CAC, apresenta resistência superior ao MTA (acima de 30 MPa), (83). Também quando comparado aos cimentos a base de silicato e fosfato de cálcio, o CAC apresenta valores de resistência à compressão, resistência à flexão e módulo de Young superiores (13,14).
Além disso, maior resistência do CAC podem ser obtidas por meio da incorporação de aditivos com partículas finas e materiais óxidos (7,84). Quando combinado duas ou mais partículas em uma composição cimentícia é necessário se considerar as características das partículas (tamanho, forma, densidade) que afetam a reologia e o empacotamento das partículas. Quando dois pós-monodispersos com grãos grandes e finos, respectivamente, são misturados, os mais finos se
empacotam dentro dos interstícios dos maiores, diminuindo o tamanho médio do poro (84).
Outra propriedade que pode ser alterada por meio da combinação entre materiais é a radiopacidade. O biomaterial deve ter radiopacidade suficiente para ser distinguido de estruturas anatômicas adjacentes, tais como ossos e dentes (85,86). A radiografia tradicional ou as imagens digitalizadas são os únicos métodos disponíveis para investigar a qualidade do tratamento de canal ou a qualidade dos retro-obturadores, bem como o reparo tecidual pós-tratamento.
De acordo com o protocolo para radiopacidade de materiais dentários, publicado pela International Standards Organization (ISO 4049), estes materiais devem ser mais radiopacos do que a dentina. Os agentes cimentantes devem possuir radiopacidade igual ou superior à espessura em alumínio, para que se possam diferenciar os materiais da estrutura dental humana e até mesmo de cáries recorrentes, infiltrações marginais e falhas na cimentação (87). O alumínio é o material de referência para comparação por possuir radiopacidade similar à da dentina (87). A norma ISO 6876:2012 estabelece 3 mm Al como a mínima radiopacidade para seladores do canal radicular (88). Também em tratamentos envolvendo a injeção de cimentos em fraturas de compressão vertebral uma alta radiopacidade é necessária para verificar o local de implantação evitando vazamento do cimento na coluna vertebral ou veias (13).
Em estudos que avaliaram defeitos ósseos preenchidos com o cimento de aluminato de cálcio, foi verificada uma radiopacidade maior do que a do osso (5).
A radiopacidade de um material pode ser aumentada pela adição de partículas que contêm metais pesados, tais como o bismuto (Z = 83), bário (Z = 56), zircónio (Z = 40), estrôncio (Z = 38) ou zinco (Z = 30). De fato, estudos tem mostrado superior radiopacidade do CAC alcançando valores adequados quando combinado com bismuto Bi2O3 (78) ou a mistura 15% ZnO: 10% Bi2O3 preservando as propriedades
mecânicas do CAC (89).
Estudos utilizando o CAC como aditivo ao fosfato tricálcico mostraram que o CAC favoreceu a precipitação de hidroxiapatita, em estágios iniciais (78), assim como apresentou a formação insitu de apatita na interface entre com tecido duro (65).
A incorporação do aluminato de cálcio ao ionômero de vidro promoveu a biocompatibilidade desses materias, alem de favorecer a precipitação de
hidroxipatita, promovendo então a bioatividade do material alem de uma rápida remineralização dos tecidos dentários periféricos (90).
A bioatividade é definida como a capacidade de desenvolver uma ligação estável com tecidos vivos via a deposição de hidroxiapatita (HA) (91) e pode ser testada in vitro por meio de contato do material com uma solução simuladora de fluido corporal simulado (SBF).
A solução SBF é uma solução de sais inorgânicos visando imitar a composição e concentração iônica do plasma sanguíneo.
Quando um material bioativo é colocado em contato com SBF, íons Ca2+ e OH- são liberados acentuando a supersaturação da solução o que induz a precipitação de hidroxiapatita sobre a superfície do material (7).
O mecanismo geral de como um material específico se liga aos tecidos vivos varia com os materiais bioativos com, entretanto, uma completa similaridade entre todos eles. Uma camada de hidroxiapatita (HA) biologicamente ativa é formada na superfície quando o material é introduzido no corpo (75,92).Assim, o estudo in vitro da formação de apatita na superfície em SBF tem sido útil como o primeiro teste de bioatividade.
A maior importância da formação de apatita na superfície do biomaterial é devido à equivalência biológica dos constituintes inorgânicos do osso. Uma camada de HA formada sobre o material é reconhecida pelo corpo e não irá ser recoberto por uma camada fibrosa. A camada de cristais de apatita é então capaz de se ligar ao tecido duro fornecendo bioatividade ao material (93,94).
O teor de fosfato em fluidos corpóreos está presente como componentes em equilíbrio no sistema H3PO4, significando que em pH neutro, o HPO42- é o íon
dominante. A solubilidade dos íons cálcio está abaixo 10-5 em pH de aproximadamente 8,5 sugerindo que a apatita pode precipitar até mesmo em fluidos onde a concentração de fosfato é muito baixa a medida que ocorra aumento da concentração de íons cálcio e do pH. Embora SBF seja supersaturado com relação a apatita, a precipitação não ocorre sem estímulo químico devido a alta energia necessária para formar núcleos críticos (95).
Dessa forma, quando o CAC hidratado é exposto a solução SBF fornece ambos íons Ca2+ solubilizados a partir dos hidratos e aumento do pH, favorecendo a precipitação de hidroxiapatita.
10 Ca2+ + 6 HPO42- + 2 H2O → Ca10(PO4)6(OH)2 + 8H+ (4)
Esta reação pode ser vista como um mecanismo de defesa onde o corpo neutraliza o pH básico por meio da produção de HA. A introdução de CAC hidratado em tal sistema irá então promover a seguinte cadeia de reações:
H2PO4- + OH- → HPO42- + H2O (5)
HPO42- + OH- → PO43- + H2O (6)
5 Ca2+ + 3 PO43- + OH- → Ca5 (PO4)3 (OH) (7)
As reações acima implicam que o CAC hidratado em fluidos corpóreos promove a precipitação de apatita. Pode também ser facilmente sugerido que baseado na solubilidade e pH, aluminato de cálcio hexahidratado (C3AH6) podem se
converter em Al(OH)3 e apatita quando em contato com fluido corpóreo de acordo
com a reação:
Ca3(Al(OH)4)2(OH)4 + 2 Ca2+ + HPO42- + 2 H2PO4-→ Ca5(PO4)3(OH) + 2 Al(OH)3 + 5 H2O (8)
Outra importante reação que ocorre em consideração neste contexto é a precipitação de carbonato de cálcio. CO2 é parcialmente dissolvido como um gás em
fluidos corpóreos, mas está também presente como íons HCO3-. Se um maior pH for
localmente introduzido por exemplo na superfície do CAC hidratado, íons CO32- são
produzidos e CaCO3 pode precipitar.
Materiais a base de CAC destacam-se também em relação aos fosfatos, silicatos ou sulfatos tanto na odontologia como na ortopedia por apresentar atividade antibacteriana (96).
De acordo com o órgão norte-americano NIH (Instituto Nacional de Saúde), aproximadamente 80% de todas as infecções no mundo estão associadas aos biomateriais o que representa um dos maiores problemas clínicos (97).
A adesão bacteriana é um processo bastante complexo que envolve a interação multifacetada de três componentes: a bactéria, a superfície (biótica ou abiótica) e o microambiente em que eles se encontram (97). Existem diversas variáveis que podem influenciar esse processo, tais como: temperatura, presença de agentes antimicrobianos, quantidade de inoculo, forças hidrodinâmicas, características do
substrato, variação de pH, disponibilidade de nutrientes e oxigênio, assim como as concentrações dos metabólitos microbianos (98), como outros fatores apresentado na Figura 3.
Figura 3: Parâmetros que influenciam na adesão bacteriana
Fonte: Adaptado (97)
Biomateriais são facilmente colonizados por microrganismos como a
S.aureus, E.coli, C.albicans, após a sua implantação. O tipo de material utilizado na
sua fabricação pode diferenciar em relação à propensão de adesão bacteriana (97), podendo até inibir a formação do crescimento bacteriano.
O CAC mostrou um grau elevado de atividade antibacteriana contra
Streptococus mutans, superior ao PMMA (99). Também mostrou resultados positivos
contra S.aureus e C.albicans após 24 horas de avaliação, semelhante ao MTA (100). Em ambos os estudos, o efeito positivo dos materiais foi correlacionado aos altos valores de pH proporcionados pelos materiais.
Entretanto, as propriedades bacteriostáticas e antibacterianas do CAC podem estar relacionadas com o desenvolvimento da estrutura e porosidade durante a sua hidratação e não somente com o seu valor de pH.
Estudos têm mostrado atividades antimicrobianas de materiais naturais e sintéticos como a quitosana (101). Entretanto, a atividade da quitosana in vitro é dependente de muitos fatores intrínsecos e extrínsecos, diretamente relacionados ao
peso molecular, grau de desacetilação, viscosidade, solventes e concentração ou com factores abióticos como a estirpe microbiana em questão e seu estado fisiológico, o meio de cultura, pH, temperatura, força iônica, e presença de íons metálicos, EDTA e matéria orgânica. Quitosana também mostrou eficiência na redução da adesão de Candida albicans (102).
Óxido de zinco também vem apresentando capacidade de induzir a precipitação de compostos relevantes para o processo de mineralização, quando imersos em fluidos corporais, apresentando potencial bioativo (73) e propriedades antibacterianas contra Escherichia coli e Staphylococcus aureus (103).
Por fim, estudos com CAC vêm atestando a sua capacidade de favorecer a diferenciação de células da linhagem osteoblástica que expressam fosfatase alcalina, ou seja, induz o crescimento das células formadoras de osso que permanecem em contato com ele (11).
Compostos de aluminato de cálcio incorporados em biomembrana de quitosana/colágeno tem apresentado excelentes resultados em relação a proliferação celular alcançando intensa deposição de uma matriz mineralizada induzindo o processo regenerativo sem danos químicos para as células da região (104).
Segundo Hentrich et al, materiais a base de aluminatos de cálcio tem evidenciado melhor mineralização de tecido ósseo do que outras cerâmicas como a alumina e zircônia tendo uma grande capacidade para ser utilizado em tecidos duros e moles (105). Também, tem permitido a adesão, espraiamento e a proliferação de células em estágios mais avançados da diferenciação osteoblasticas quando comparado ao MTA (11). Além disso, tem sido verificado que o osso tem habilidade de se formar na superfície de aluminato de cálcio, bem como de crescer dentro dos poros em estrutura porosa a base de CAC, mostrando a compatibilidade com osso autógeno e os tecidos moles do corpo (105).
Estudo envolvendo arcabouços a base de aluminato de cálcio com porosidade controlada também foram processados para utilização em reparo ósseo Esses materiais mostraram boa aderência celular e um bom comportamento de crescimento frente a cultura de osteoblastos humanos e células derivadas a partir de tecidos de fetos humanos (106).