Compósito de policaprolactona e carbonato de cálcio (PCLC) : um novo biomaterial para enxerto ósseo

Texto

(1)UNIVERSIDADE FEDERAL DE PERNAMBUCO CENTRO DE CIÊNCIAS E DA NATUREZA PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM CIÊNCIA DE MATERIAIS. DISSERTAÇÃO DE MESTRADO. COMPÓSITO DE POLICAPROLACTONA E CARBONATO DE CÁLCIO (PCLC): UM NOVO BIOMATERIAL PARA ENXERTO ÓSSEO. Robson Aurélio Silveira de Queiroz. Orientador: Celso Pinto de Melo Co-orientador: Severino Alves Junior RECIFE 2006.

(2) 1. Robson Aurélio Silveira de Queiroz. COMPÓSITO DE POLICAPROLACTONA E CARBONATO DE CÁLCIO (PCLC): UM NOVO BIOMATERIAL PARA ENXERTO ÓSSEO. Dissertação apresentada ao Programa de Pós-Graduação em Ciência de Materiais da Universidade Federal de Pernambuco, como parte dos requisitos para a obtenção do título de Mestre em Ciência de Materiais.. Banca Examinadora: •. Presidente: Prof. Dr. Celso Pinto de Melo (orientador) Professor do Departamento de Física da UFPE. •. Prof. Dr. Walter Mendes de Azevedo Professor do Departamento de Química Fundamental da UFPE. •. Profa. Dra. Glória de Almeida Soares Professora do Departamento de Engenharia de Materiais -COPPE- UFRJ. Recife-Pernambuco-Brasil Maio de 2006.

(3) 2. Queiroz, Robson Aurélio Silveira de Compósito de policaprolactona e carbonato de cálcio (PCLC) : um novo biomaterial para enxerto ósseo / Robson Aurélio Silveira de Queiroz. – Recife : O Autor, 2006. 108 folhas : il., fig., tab. Dissertação (mestrado) – Universidade Federal de Pernambuco. CCEN. Ciência de Materiais, 2006. Inclui bibliografia e anexos. 1. Ciência de materiais – Biomateriais. 2. Engenharia de tecido ósseo – Desenvolvimento de osso artificial. 3. Compósitos – Polímero e cerâmica – Utilização em cirurgia – Reposição óssea. 4. Fluido corporal simulado (SBF) – Simulação biomimética. I. Título. 620 620.118. CDU (2.ed.) CDD (22.ed.). UFPE BC2006-386.

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(5) 4iv DEDICATÓRIA. Aos meus Pais, Romildo e Alda, aos meus irmãos Alcindo e Rodrigo e as minhas avós Maria de Lourdes da Silveira (in memoriam) e Maria Guimarães Queiroz . Meus maiores amores..

(6) 5v AGRADECIMENTOS • Ao professor Dr. Celso Pinto de Melo, pela sua dedicação, atenção e antes de tudo, carinho para com esta pesquisa e seu desenvolvimento. Obrigado por abraçar esta causa e por ter me dado a oportunidade de participar do seu grupo de pesquisa e de poder conviver com uma pessoa tão íntegra , ética e dedicada ao ensino e à ciência. • Ao professor Dr. Severino Alves Júnior pelo apoio à pesquisa, pela orientação dos processos de análise e antes de tudo pela amizade. • Ao professor Dr. Ricardo Longo, pelo exemplo de mestre que é, dedicado, competente, atencioso e prestativo. • Ao professor Dr. André Galembeck, pelos anos de dedicação ao curso e à nossa coordenação e por mostrar os caminhos a serem trilhados. • Ao professor Dr.Adair Busato, da Universidade Luterana do Rio Grande do Sul, meu grande e eterno mestre. • Obrigado a todos os meus amigos do laboratório PNC (Polímeros nãoconvencionais) e em especial a: Clécio, sem você e sua inspiração certeira este trabalho dificilmente existiria, obrigado pelas orientações e dicas. Virgínia, obrigado pelo grande apoio nas tarefas químicas, pela paciência quando me deixava invadir seu laboratório e por toda a força positiva que sempre me desejou. Liliana, sua presença foi importantíssima para meu trabalho e para o desenvolvimento desta pesquisa, obrigado pela ajuda constante. Edson, seu apoio desde o início do curso, quando eu ainda não sabia por onde andaria, foi algo que jamais esquecerei, muito obrigado por toda ajuda que sempre me dedicou. César, um espírito inquieto , um grande pesquisador, valeu pelas dicas e pela ajuda. Jaime, obrigado pela ajuda constante . Helinando, o trabalho com você sempre foi desafiador, obrigado pela atenção. • especial a :. Obrigado a todos os meus amigos do curso de pós graduação e em. Andréia, discernimento, ética, discrição, inteligência, lealdade, estes são algumas palavras para definir uma pessoa especial como você, obrigado por tudo. Sidnei, um talento, um grande amigo e pesquisador, obrigado por tudo. Lisandra, minha companheira de mestrado e minha amiga que por tantas vezes me ajudou durante o curso, muito obrigado por estar sempre junto. Luiz Geraldo, uma mão forte, um braço sempre pronto para apoiar, sem sua ajuda seria difícil chegar até o fim deste mestrado, muito obrigado meu amigo. Marcio e Celia, um casal de amigos que foram muito importantes para mim durante o curso, obrigado por tudo. • Agradeço a D. Ângela pelos serviços prestados na secretaria de pósgraduação e também por sua sensibilidade em escutar e ajudar os alunos nos momento difíceis, seja no estudo ou na vida..

(7) 6vi • Agradeço aos técnicos do Departamento de Física da UFPE pela competência e disposição para o trabalho científico, em especial a João do Laboratório de Raios-X e Francisco do laboratório de Microscopia. • Aos meus pais, aos meus irmãos e familiares que me apoiaram e me incentivarem em todos os momentos , principalmente naqueles mais difíceis durante o decorrer do curso. • A minha secretária Lisandra por toda paciência e disposição para as constantes mudanças de horários e atividades no consultório decorrentes do mestrado. • Aos meus amigos, em especial Valdson e Epitácio por acreditarem em mim e me apoiarem em vários momentos e pela lealdade constante..

(8) 7vii RESUMO. Compósitos feitos a partir do polímero policaprolactona e de carbonato de cálcio, chamados de PCLC, foram preparados por um processo de carbonatação, que consiste em incidir um fluxo constante de gás carbônico (CO2) em uma solução de metanol e hidróxido de cálcio por 6 horas e depois adicionar ao polímero diluído em diclorometano, após a secagem e evaporação dos solventes o material resultante é prensado no formato de pastilhas. Essas pastilhas foram então expostas, a uma solução simuladora de fluido corporal (SBF) sob temperatura constante de 37 0C, por períodos de 3, 6, 12 e 24 horas e por 7, 14, 21 e 28 dias, o que levou à deposição de estruturas do tipo apatita, semelhantes aos ossos humanos sobre sua superfície. Antes e após ser exposto ao SBF, o compósito PCLC foi analisado por diferentes técnicas de caracterização de materiais, tais como difratometria de raios-X, espectroscopia de infravermelho com transformada de Fourier (FTIR), calorimetria diferencial de varredura (DSC), microscopia eletrônica de varredura (MEV) e espectroscopia dispersiva de raios-X (EDX). Através dessa análise foi possível detectar a formação de apatitas na superfície do PCLC já a partir de 3 horas de exposição ao SBF, sendo a deposição de material inorgânico crescente com o tempo, ocorrendo variação de fases minerais e o aparecimento de hidroxiapatita após 21 dias, o que sugere a indicação do compósito PCLC como um promissor material para o desenvolvimento de implantes biocompatíveis a serem utilizados no corpo humano.. Palavras-chave: Policaprolactona, apatita, simulated body fluid (SBF), hidroxiapatita, osso artificial, biomaterial..

(9) viii 8 ABSTRACT. We report the preparation and characterization of a new promising biocompatible material, PCLC, a composite of (polycaprolactone/calcium carbonate). This composite was obtained by dissolving polycaprolactone, a biodegradable aliphatic synthetic polymer, into a solution of calcium hydroxide that was previously submitted to carbonation process by bubbling CO2. After complete evaporation of the solvent, the remaining powder was pressed in the form of pellets that were subsequently immersed into a solution of simulated body fluid (SBF) for varying amounts of times (1/8, ¼, ½, 1, 7, 14, 21 and 28 days). By examining the samples through X-Ray diffractometry, Fourier transform infrared spectroscopy (FTIR), differential scanning calorimetry (DSC), scanning electron microscopy (SEM) and energy dispersive X-Rays microanalysis (EDX) techniques we have been able to establish that apatites begin to be formed on the surface of the pellets as a result of the exposure to SBF, but that the phase composition of the deposited material changes as the amount of inorganic material increases. Hydroxyapatite of good homogeneity and good porosity, with properties close to those of natural bone, begin to be incorporated at the composite after 21 days of immersion in the SBF solution. Due to these characteristics, we suggest that the PCLC composite represents a promising material to the development of biocompatible implants in the human body.. Key word: Polycaprolactone, apatite, simulated body fluid (SBF), hydroxyapatite, bone substitute, biomaterial..

(10) 9ix ÍNDICE: Página Lista de figuras Lista de tabelas Lista de abreviaturas e símbolos 1.Introdução 1.1 Osso 1.1.1 Enxertos ósseos 1.2 Biomateriais 1.3 Compósitos 1.4 Polímeros 1.4.1 Policaprolactona 1.5 Carbonatos 1.6 Hidroxiapatita 1.6.1 Técnicas para a síntese da HA 1.7 Fluido corporal simulado (SBF) 2. Motivação e objetivo 3.Técnicas de caracterizações 3.1 Difração de raios-X 3.2 Espectroscopia de infravermelho com transformada de Fourier (FTIR) 3.3 Calorimetria Exploratória Diferencial (DSC) 3.4 Microscopia eletrônica de varredura (MEV) 3.5 Espectroscopia dispersiva de raios-X (EDX) 4. Metodologia experimental.

(11) 10x 4.1 Reagentes utilizados 4.2 Síntese e obtenção dos materiais 4.2.1 Síntese do Compósito PCLC 4.2.2 Obtenção do Fluido corporal simulado - SBF 4.3 Preparação e caracterização das amostras 5. Resultados e discussão 5.1 Calorimetria Exploratória Diferencial 5.2 Difração de Raios-X 5.3 Espectroscopia de infravermelho com transformada de Fourier 5.4 Microscopia eletrônica de varredura 5.5 Espectroscopia dispersiva de raios-X 6. Conclusões 7. Bibliografia 8. Anexos.

(12) 11xi LISTA DE FIGURAS. Figura 1: Estrutura óssea com implante de titânio, com destaques sucessivos para as escalas em: a) 100 µm, que é o limite para o completo crescimento ósseo em irregularidades; b) 1µm, a substância fundamental do osso em contato com a superfície do implante; c) irregularidades da ordem de nm, de significado para proliferação de tecido ósseo em superfícies de implantes ainda em estudos (LINDHE, 1999). Figura 2: Biomateriais utilizados em procedimentos cirúrgicos, para enxertos e substituição de estruturas ósseas e articulares: (A) discos intervertebrais, (B) vértebra artificial, (C) espaçador espinal, (D) crista ilíaca, (E) espaçador poroso, (F) substituto ósseo granular (Kokubo,2003). Figura 3: Fórmula estrutural do polímero policaprolactona (PCL). Figura 4: Ciclo de Krebs (ciclo do ácido tricarboxílico), produzido pelas mitocôndrias dentro da estrutura celular. Figura 5: Estrutura cristalina idealizada para a hidroxiapatita (Rossi, 2000). 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). Figura 7: Apresentação esquemática da mudança estrutural e da formação de apatita na superfície do titanato de sódio amorfo exposto ao SBF (Kokubo, 2003). Figura 8: Difratômetro de raios-X, D5000– Siemens (laboratório de raios-X do Departamento de Física da UFPE) Figura 9: Incidência e refração de raios-X em estrutura cristalina (Gobbo, 2003). Figura 10: Difratometria de raios-X de apatita biológica proveniente de mandíbula humana (Vercik, 2003). Figura 11: Espectômetro de Infravermelho, FTIR–Bomem, MB-Séries tipo B100 (laboratório de polímeros não-convencionais do Departamento de Física da UFPE). Figura 12: Análise por FTIR de diferentes compósitos formados por policaprolactona e hidroxiapatita expostos a líquido simulador de fluido corporal (Kim, 2004). Figura 13: Esquema de funcionamento do equipamento de DSC. Figura 14: Demonstração das diferentes curvas de temperaturas no DSC Figura 15: Calorímetro Exploratório Diferencial, DSC– Pyris 6, da empresa Perkin Elmer (laboratório de polímeros-não convencionais do Departamento de Física da UFPE). Figura 16: Microscópio eletrônico de varredura, MEV-JSM 5900, e espectômetro dispersivo de raios-X, EDX- JSM 5900, da empresa JEOL Instrumentos (laboratório de microscopia do Departamento de Física da UFPE). Figura 17: Espectro de dispersão de raios-X da hidroxiapatita (Rigo, 2001). Figura 18: Curvas de DSC do polímero PCL e do compósito PCLC. pclpolicaprolactona sem ser exposto ao SBF, base- compósito de policaprolactona e carbonato de cálcio sem ser exposto ao SBF; pclc 3h, 6h, 12h, 24h, 7d, 14d, 21d, 28d compósitos de policaprolactona e carbonato de cálcio expostos ao SBF por diferentes intervalos de tempo, 3 horas, 6 horas, 12 horas, 24 horas, 7 dias, 14 dias, 21 dias e 28 dias, respectivamente..

(13) 12xii Figura 19: DSC da Base do PCLC. Calorimetria diferencial de varredura (DSC), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonatos de cálcio antes de ser exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF); a temperatura de fusão do policaprolactona está em 62 ºC. Figura 20: DSC do PCLC após 28 dias no SBF. Calorimetria diferencial de varredura (DSC), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonatos de cálcio exposto durante 28 dias ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), a temperatura de fusão do policaprolactona está em 54 ºC. Figura 21: Difratogramas de raios-X do PCLC. base-compósito de policaprolactona e carbonato de cálcio sem ser exposto ao SBF; pclc 3h, 6h, 12h, 24h, 7d, 14d, 21d, 28d - compósitos de policaprolactona e carbonato de cálcio expostos ao SBF por diferentes intervalos de tempo, 3 horas, 6 horas, 12 horas, 24 horas, 7 dias, 14 dias, 21 dias e 28 dias, respectivamente. Figura 22: Difratograma de raios-X da base do PCLC. Difratometria de raios-X relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonatos de cálcio não exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), onde observamos a presença de picos correspondentes ao polímero policaprolactona (PCL) e ao carbonato de cálcio. Figura 23: Difratograma de raios-X do PCLC após 28 dias no SBF. Difratometria de raios-X relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonatos de cálcio exposto durante 28 dias ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), onde observamos picos largos referentes à hidroxiapatita não estequiométrica e outros pequenos picos referentes a apatitas e ao polímero policaprolactona. Figura 24: Espectro de infravermelho do polímero policaprolactona (Pouchert, 1985). Figura 25: Espectro de FTIR do compósito PCLC: base-compósito de policaprolactona e carbonato de cálcio não exposto ao SBF; pclc 3h, 6h, 12h, 24h, 7d, 14d, 21d, 28d - compósitos de policaprolactona e carbonato de cálcio expostos ao SBF por diferentes intervalos de tempo, 3 horas, 6 horas, 12 horas, 24 horas, 7 dias, 14 dias, 21 dias e 28 dias, respectivamente. figura 26: Espectro de FTIR da base do compósito PCLC. Espectroscopia na região do infravermelho com transformada de Fourier, FTIR, relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonatos de cálcio não exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), onde podemos ver a presença das bandas vibracionais do grupo éster relacionado ao polímero policaprolactona e as do carbonato de cálcio (CaCO3) . Figura 27: Espectro de FTIR do compósito PCLC após 28 dias no SBF. Espectroscopia na região do infravermelho com transformada de Fourier (FTIR), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF) pelo período de vinte e oito dias, onde podemos observar as áreas relacionadas às bandas de vibração dos grupo éster relacionado ao polímero policaprolactona e as bandas relacionadas aos grupos PO43- e CO2 da hidroxiapatita. Figura 28: MEV do PCLC (aproximação de 3000 vezes). Microscopia eletrônica de varredura, relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonatos de cálcio: a)base-compósito de policaprolactona e carbonato de cálcio não exposto ao SBF; b) pclc 3h; c) 6h; d)12h; e) 24h; f)7d; g) 14d; h) 21d; i) 28d compósitos de policaprolactona e carbonato de cálcio expostos ao SBF por diferentes intervalos de tempo, 3 horas, 6 horas, 12 horas, 24 horas, 7 dias, 14 dias, 21 dias e 28 dias, respectivamente..

(14) 13 xiii Figura 29: MEV do compósito PCLC Base (aproximação de 6000 vezes). Microscopia eletrônica de varredura (MEV), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio não exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF). Figura 30: MEV do compósito PCLC após 28 dias no SBF (aproximação de 6000 vezes). Microscopia eletrônica de varredura (MEV), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), por um período de vinte e oito dias. Observa-se o aspecto esférico dos grãos com aproximadamente 2 µm de diâmetro. Figura 31: Representação gráfica da relação entre os íons de cálcio (Ca) e fósforo (P) presentes no compósito PCLC em função das horas de exposição ao SBF, variando de 0 à 672 horas, sendo: A= base (antes de expor ao SBF), B= 3 horas, C= 6 horas, D= 12 horas, E= 24 horas, F= 168 horas, G= 336 horas, H= 504 horas, I= 672 horas (tempo de exposição do compósito ao SBF). Figura 32: EDX do PCLC Base. Espectroscopia dispersiva de raios-X do compósito de policaprolactona e carbonato de cálcio (PCLC) antes de ser exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF). Figura 33: EDX do PCLC após 28 dias no SBF. Espectroscopia dispersiva de raios-X do compósito de policaprolactona e carbonato de cálcio (PCLC) após 28 dias de exposição ao líquido simulador de fluido corporal (SBF). Figura 34: Análise calorimétrica diferencial da base do PCLC. Calorimetria diferencial de varredura (DSC), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio não exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF). Figura 35: Análise calorimétrica diferencial do PCLC após 3 horas no SBF. Calorimetria diferencial de varredura (DSC), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de três horas. Figura 36: Análise calorimétrica diferencial do PCLC após 6 horas no SBF. Calorimetria diferencial de varredura (DSC), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de seis horas. Figura 37: Análise calorimétrica diferencial do PCLC após 12 horas no SBF. Calorimetria diferencial de varredura (DSC), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de doze horas. Figura 38: Análise calorimétrica diferencial do PCLC após 24 horas no SBF. Calorimetria diferencial de varredura (DSC), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de vinte e quatro horas. Figura 39: Análise calorimétrica diferencial do PCLC após 7 dias no SBF. Calorimetria diferencial de varredura (DSC), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de sete dias. Figura 40: Análise calorimétrica diferencial do PCLC após 14 dias no SBF. Calorimetria diferencial de varredura (DSC), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de quatorze dias. Figura 41: Análise calorimétrica diferencial do PCLC após 21 dias no SBF. Calorimetria diferencial de varredura (DSC), relacionada ao compósito constituído de.

(15) xiv14 policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de vinte e um dias. Figura 42: Análise calorimétrica diferencial do PCLC após 28 dias no SBF. Calorimetria diferencial de varredura (DSC), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de vinte e oito dias. Figura 43: Difratograma de raios-X da base do PCLC. Difratometria de raios-X relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio não exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF). Figura 44: Difratograma de raios-X do PCLC após 3 horas no SBF. Difratometria de raios-X relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de três horas. Figura 45: Difratograma de raios-X do PCLC após 6 horas no SBF. Difratometria de raios-X relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de seis horas. Figura 46: Difratograma de raios-X do PCLC após 12 horas no SBF. Difratometria de raios-X relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de doze horas. Figura 47: Difratograma de raios-X do PCLC após 24 horas no SBF. Difratometria de raios-X relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de vinte e quatro horas. Figura 48: Difratograma de raios-X do PCLC após 7 dias no SBF. Difratometria de raios-X relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de sete dias. Figura 49: Difratograma de raios-X do PCLC após 14 dias no SBF. Difratometria de raios-X relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de quatorze dias. Figura 50: Difratograma de raios-X do PCLC após 21 dias no SBF. Difratometria de raios-X relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de vinte e um dias. Figura 51: Difratograma a de raios-X do PCLC após 28 dias no SBF. Difratometria de raios-X relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de vinte e oito dias. Figura 52: Espectroscopia de infravermelho da base do PCLC. Espectroscopia na região do infravermelho com transformada de Fourier, FTIR, relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio não exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF). Figura 53: Espectroscopia de infravermelho do PCLC após 3 horas no SBF. Espectroscopia na região do infravermelho com transformada de Fourier, FTIR, relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de três horas..

(16) 15xv Figura 54: Espectroscopia de infravermelho do PCLC após 6 horas no SBF. Espectroscopia na região do infravermelho com transformada de Fourier (FTIR), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de seis horas. Figura 55: Espectroscopia de infravermelho do PCLC após 12 horas no SBF. Espectroscopia na região do infravermelho com transformada de Fourier (FTIR), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de doze horas. Figura 56: Espectroscopia de infravermelho do PCLC após 24 horas no SBF. Espectroscopia na região do infravermelho com transformada de Fourier (FTIR), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de vinte e quatro horas. Figura 57: Espectroscopia de infravermelho do PCLC após 7 dias no SBF. Espectroscopia na região do infravermelho com transformada de Fourier (FTIR), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de sete dias. Figura 58: Espectroscopia de infravermelho do PCLC após 14 dias no SBF. Espectroscopia na região do infravermelho com transformada de Fourier (FTIR), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonatos de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de quatorze dias. Figura 59: Espectroscopia de infravermelho do PCLC após 21 dias no SBF. Espectroscopia na região do infravermelho com transformada de Fourier (FTIR), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de vinte e um dias. Bandas de vibração ν2 e ν3 e do CO3 2-, ν4 do PO4 3-, relativos a hidroxiapatita. Figura 60: Espectroscopia de infravermelho do PCLC após 28 dias no SBF. Espectroscopia na região do infravermelho com transformada de Fourier (FTIR), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de vinte e oito dias. Figura 61 PCLC base (aproximação de 500 e 3000 vezes). Microscopia eletrônica de varredura (MEV), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio não exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF). Figura 62; PCLC após 03 horas no SBF (aproximação de 500 e 3000 vezes). Microscopia eletrônica de varredura (MEV), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de três horas. Figura 63; PCLC após 06 Horas no SBF (aproximação de 500 e 3000 vezes). Microscopia eletrônica de varredura (MEV), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de seis horas. Figura 64; PCLC após 12 horas no SBF (aproximação de 500 e 3000 vezes). Microscopia eletrônica de varredura (MEV), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de doze horas. Figura 65; PCLC após 24 horas no SBF (aproximação de 500 e 3000 vezes). Microscopia eletrônica de varredura (MEV), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de vinte e quatro horas..

(17) 16xvi Figura 66; PCLC após 07 dias no SBF (aproximação de 500 e 3000 vezes). Microscopia eletrônica de varredura (MEV), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de sete dias. Figura 67; PCLC após 14 dias no SBF (aproximação de 500 e 3000 vezes). Microscopia eletrônica de varredura (MEV), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de quatorze dias. Figura 68: PCLC após 21 dias no SBF (aproximação de 500 e 3000 vezes). Microscopia eletrônica de varredura (MEV), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de vinte e um dias. Figura 69: PCLC após 28 dias no SBF(aproximação de 500 e 3000 vezes). Microscopia eletrônica de varredura (MEV), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de vinte e oito dias. Figura 70: EDX do PCLC base. Espectroscopia dispersiva de raios-X (EDX), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio não exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF). Figura 71: EDX do PCLC após 03 horas no SBF. Espectroscopia dispersiva de raios-X (EDX), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de três horas. Figura 72: EDX do PCLC após 06 horas no SBF. Espectroscopia dispersiva de raios-X (EDX), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de seis horas. Figura 73: EDX do PCLC após 12 horas no SBF. Espectroscopia dispersiva de raios-X (EDX), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de doze horas. Figura 74: EDX do PCLC após 24 horas no SBF. Espectroscopia dispersiva de raios-X (EDX), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de vinte e quatro horas. Figura 75: EDX do PCLC após 07 dias no SBF. Espectroscopia dispersiva de raios-X (EDX), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de sete dias. Figura 76: EDX do PCLC após 14 dias no SBF. Espectroscopia dispersiva de raios-X (EDX), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de quatorze dias. Figura 77: EDX do PCLC após 21 dias no SBF. Espectroscopia dispersiva de raios-X (EDX), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de vinte e um dias. Figura 78: EDX do PCLC após 28 dias no SBF. Espectroscopia dispersiva de raios-X (EDX), relacionada ao compósito constituído de policaprolactona e carbonato.

(18) 17 xvii de cálcio exposto ao líquido simulador de fluido corporal (SBF), pelo período de vinte e oito dias..

(19) 18 xviii LISTA DE TABELAS Tabela 1: Classificação das biocerâmicas (Addadi, 1997; Kawachi, 2000). Tabela 2: Propriedades químicas de biopolímeros. PLA, PGA, PCL (Chemical properties, 2005). Tabela 3: Ocorrência de fosfatos de cálcio em sistemas biológicos (Piehler, 2000; Kawachi, 2000). Tabela 4: Composição do SBF e do plasma sanguíneo (Monteiro, 2003). Tabela 5: Reagentes utilizados na preparação do compósito PCLC e do simulador de fluido corporal (SBF). Tabela 6: Materiais utilizados na preparação do SBF (Maeda, 2002). Tabela 7: Temperatura de fusão das amostras: PCL-policaprolactona sem ser exposto ao SBF ; PCLC base- compósito de policaprolactona e carbonato de cálcio antes de ser exposto ao SBF; PCLC 3h, 6h, 12h, 24h, 7d, 14d, 21d e 28d - compósitos de policaprolactona e carbonato de cálcio expostos ao SBF por diferentes intervalos de tempo, 3 horas, 6 horas, 12 horas, 24 horas, 7 dias, 14 dias, 21 dias e 28 dias, respectivamente. Tabela 8: Comprimentos de onda, em cm–1, dos modos vibracionais na região do infravermelho (Bueno, 1989; Jacob, 2000; Kweon, 2003; Lu, 2005; Pouchert,1985; Transferetti, 2001). Tabela 9: Intensidade dos picos dos íons cálcio (Ca) e fósforo (P), na análise por EDX do compósito PCLC em função do tempo de exposição ao SBF. PCLC Basecompósito de policaprolactona e carbonato de cálcio sem ser exposto ao SBF; PCLC 3h, PCLC 6h, PCLC 12h, PCLC 24h, PCLC 7d, PCLC 14d, PCLC 21d, PCLC 28d compósitos de policaprolactona e carbonato de cálcio expostos ao SBF por diferentes intervalos de tempo, 3 horas, 6 horas, 12 horas, 24 horas, 7 dias, 14 dias, 21 dias e 28 dias, respectivamente..

(20) 19 ix LISTA DE ABREVIATURAS E SÍMBOLOS Å. angstrom. Ba2+. íon Bário. BMPs. proteínas morfogenéticas do osso. °C. grau Celsius. CaO. óxido de cálcio. Cap. carboapatitas. Ca /P. razão cálcio fosfato. CaCO3. carbonato de cálcio. Ca 2+. íon cálcio. Cl-. íon cloro. Ap. apatita. dl/g. viscosidade. DSC. calorimetria diferencial de varredura. EDX. espectroscopia dispersiva de raios-X. FAp. fluorapatita. FTIR. espectroscopia de infravermelho com transformada de Fourier. F-. íon flúor. g. grama. H2O. Água. HA. hidroxiapatita. KBr. brometo de potássio. MEV. microscopia eletrônica de varredura. ml. mililitro. Mpa. mega Pascal. M. mol. nm. nanômetro. OH-. hidroxila. OCP. fosfato octacálcico. Pb 2+. íon chumbo. PCL. policaprolactona.

(21) 20 xx PLA. poliácido lático. PLG. poliácido glicólico. PO4. íon fosfato. SBF. fluido corporal simulado, do inglês “Simulated Body Fluid”. TCP. fosfato tricálcio. Ti-cp. titânio comercialmente puro. TTCP. fosfato tetracálcio. Tg. temperatura de transição vítrea. Tx. temperatura de início de cristalização. Tc. temperatura do máximo do pico exotérmico de cristalização. Tf. temperatura de início da fusão. Tm. temperatura de fusão. µm. micrômetro. Sr2+. íon estrôncio. ν1. bandas vibracionais no infravermelho para o íon fosfato. ν3. bandas vibracionais no infravermelho para o íon fosfato. ν4. bandas vibracionais no infravermelho para o íon fosfato.

(22) 21 1. INTRODUÇÃO De acordo com o aumento da expectativa de vida do homem moderno, como resultado dos avanços da medicina, do maior cuidado com a alimentação e do progresso tecnológico, têm-se observado um crescimento relativo da população de idosos e, conseqüentemente, o aumento na incidência das doenças relacionadas à velhice, dentre elas as doenças do sistema ósseo (Kokubo, 2003; Kawachi, 2000). É cada vez mais necessária a busca de alternativas para as terapias existentes, baseadas no transplante de órgãos e tecidos vivos, pelo considerável risco de rejeição ou de contágio por doenças (Vasconcelos, 2000; Saito, 2003). Dentre os diversos males que afetam a estrutura óssea, a osteoporose e a perda de massa têm sido intensamente estudadas devido a seus efeitos devastadores sobre a qualidade de vida das pessoas. Problemas na estrutura óssea atingem indivíduos de todas as faixas etárias, dentre eles jovens em sua fase mais produtiva, principalmente em decorrência de acidentes, notadamente automobilísticos e de trabalho (Kawachi, 2000). A magnitude destes problemas de saúde junto à população tem levado os pesquisadores a procurar materiais que possam substituir ou reparar de forma apropriada os ossos danificados (Douglas, 2003; Oyane, 2005). De um modo geral, os materiais utilizados na substituição e reparação de ossos enquadram-se na classe dos biomateriais, isto é, materiais que devem apresentar propriedades físicas e biológicas compatíveis com os tecidos vivos hospedeiros, de modo a estimular uma resposta adequada dos mesmos (Kawachi, 2000). Os materiais sintéticos utilizados para estes fins podem ser metais, polímeros, compósitos, cerâmicas e vidros (Walton, 1998). É neste contexto que emerge nos últimos 20 anos um ramo multidisciplinar da ciência, a engenharia de tecidos, que reúne conceitos de engenharia, de ciências de.

(23) 22 materiais e de ciências da vida, com a produção de substitutos biológicos que permite restaurar, manter, e, se possível, melhorar o desempenho e funções dos biomateriais que atuarão em tecidos ou órgãos (Piehler, 2000; Kawachi, 2000). Estes materiais devem interagir com as estruturas biológicas, servindo de suporte para a proliferação celular e favorecendo o crescimento ou a regeneração de determinado tecido (Kalita, 2002; Katti, 2002). A grande dificuldade para conseguir doadores para transplante de tecidos e órgãos humanos tem motivado o desenvolvimento de terapias baseadas no transporte e multiplicação de célula do próprio indivíduo. Na engenharia de tecidos são normalmente utilizados materiais poliméricos biodegradáveis que atuam como suportes estruturais (Burg, 2000), de modo a permitir a adesão, o crescimento e a manutenção da função das células que neles são cultivadas/transplantadas até que se forme o novo tecido (Green, 2002).. Em comparação com outros materiais não reabsorvíveis, os. polímeros biocompatíveis com característica biodegradável têm apresentado um maior potencial de uso como biomaterial, pois eles podem provocar interferência no crescimento e função do novo tecido (Lee, 2003; Ohtaki, 1998). Desde a década de 80 os polímeros sintéticos, em particular os poliésteres, têm sido usados como material para a produção de fios de sutura reabsorvíveis e em aplicações cirúrgicas, como parte integrante de colas biológicas ou da composição de biomateriais (Kweon, 2003; Wu, 2004; Oyane, 2005). É sua biocompatibilidade e biodegradação que os tornam um material atrativo para uso em tratamentos que envolvam o transporte e multiplicação de células (Lindhe, 1999). Dentre os materiais cerâmicos, um que é bastante utilizado é a hidroxiapatita, uma biocerâmica do grupo das apatitas que é rotineiramente encontrada na composição de biomateriais de uso comercial devido à sua similaridade com os tecidos ósseo e.

(24) 23 dentário, e muitas vezes associada a polímeros biocompatíveis (Rigo, 2001; Rossi, 2000). De fato, a associação de polímeros e cerâmicas tem representado um interessante caminho para o desenvolvimento de novos biomateriais (Safinya, 1996; Stupp, 1997; Zhang, 2002), devido à possibilidade de melhoria das propriedades pela junção das características positivas de cada componente, com o aumento da sua performance mecânica e integração biológica (Kawachi, 2000; Jacoby, 2001). 1.1 OSSO Podemos dizer que, do ponto de vista estrutural, o corpo humano é constituído por três componentes básicos: água, colágeno e hidroxiapatita. Este último composto representa a fase mineral dos ossos e dos dentes, responsáveis pela estabilidade estrutural do corpo, protegendo órgãos vitais como pulmões e coração e funcionando como um depósito regulador de íons (Kawachi, 2000). Todos os seres vertebrados têm em comum esta substância mista, orgânica e inorgânica, chamada osso, cujas propriedades de tensão, maleabilidade e densidade suportam o peso das diferentes estruturas corporais. O osso é composto de uma matriz orgânica rígida, grandemente fortalecida pelos depósitos de sais de cálcio. O osso compacto médio contém, em peso, cerca de 30% de matriz orgânica e 70% de sais (Lindhe, 1999). Dos sais ósseos de cálcio com grupos fosfatos, o mais importante é denominado de hidroxiapatita, no qual a proporção relativa de cálcio para fósforo (Ca/P) pode variar nas diferentes condições nutricionais e funcionais. A hidroxiapatita tem sido sintetizada e grandemente empregada para preenchimento de defeitos ósseos (Rigato, 2003; Nature Insight, 2003). Observando-se ao microscópio uma delgadíssima lâmina de osso, vemos que este é formado de numerosas células estreladas, os osteócitos, que estão unidos entre si por prolongamentos e que se acham imersos em uma substância chamada substância fundamental. No osso compacto, estas células estão dispostas em círculos concêntricos.

(25) 24 em torno de um canal, o canal de Havers, que contém um capilar sanguíneo e fibras nervosas (Lindhe, 1999). Quando o osso morre, as células desaparecem e fica somente a substância fundamental. Mesmo no tecido vivo as células estreladas diminuem de volume e em número com o progredir da idade. A substância fundamental é muito dura porque é constituída de sais de cálcio, que estão impregnando uma parte orgânica: a osseína, que é uma substância protéica, e constitui, em peso, a terça parte de um osso seco (Rocha, 2006). O osso é produzido pelas células chamadas de osteoblastos, que revestem toda sua superfície e não têm habilidade de se locomover ou de se dividir, não podendo se proliferar para dentro dos defeitos (cistos e deformidades ósseas). Assim, para a cicatrização de defeitos ósseos é preciso a presença de células do tipo mesenquimais, que atuarão como células precursoras da formação óssea (osteogênicas) ao invadir o defeito e então se diferenciar em osteoblastos (Lindhe, 1999). A regeneração óssea depende de fatores locais e sistêmicos, como fatores de crescimento, hormônio e vitaminas, e a existência de um local apropriado para a proliferação e diferenciação das células formadoras de tecido ósseo. Além da hidroxiapatita, vários outros fosfatos de cálcio também ocorrem em calcificações normais e patológicas, o que vem despertando interesse significativo nas possibilidades de uso desses materiais como biocerâmicas (Monteiro, 2003; Lu, 2005). 1.11 ENXERTOS ÓSSEOS Muito embora o tecido ósseo apresente um grande potencial de regeneração, o que possibilita restaurar completamente a sua estrutura e função originais, podem ocorrer falhas na cicatrização em áreas de defeito ósseo, provocadas por acidentes ou patologias. Nesses casos, enxertos ósseos têm sido colocados no interior dos defeitos a fim de facilitar e promover a cicatrização e osteoregeneração das áreas afetadas (Lindhe, 1999; Vasconcelos, 2000; Santos, 2002)..

(26) 25 Para uma osteoregeneração é importante que os biomateriais utilizados sejam porosos. Em biocerâmicas, a presença de poros com uma média de 100 µm é definido como um importante fator para a deposição de estruturas ósseas, pois pode-se observar a inserção de novos vasos sanguíneos associados a osteoblastos. A presença de poros menores do que 50 µm é importante, porque eles podem estimular a deposição de fibrocartilagens, quando este biomaterial é implantado em áreas de ligamentos (Coombes, 2005; Suchanek, 1998).. Figura 1: Estrutura óssea com implante de titânio, com destaques sucessivos para as escalas em: a) 100 µm, que é o limite para o completo crescimento ósseo em irregularidades; b) ~1 µm, a substância fundamental do osso em contato com a superfície do implante; c) irregularidades da ordem de nm, de significado para a proliferação de tecido ósseo em superfícies de implantes ainda em estudos (Lindhe, 1999).. Na Fig. 1 observamos um corte sagital de uma estrutura óssea com um implante de titânio osteointegrado, onde é dado destaque para as irregularidades da superfície do implante (a), que apresentam uma média de 100 µm de extensão, sendo esta a medida mínima para o completo crescimento ósseo. A substância fundamental do osso irá se.

(27) 26 adaptar às irregularidades da superfície com 1-100 µm de extensão (Fig.1b); na Fig.1c, por sua vez, notamos irregularidades na faixa de nm que afetam a resposta óssea por adesão de proteínas. Mesmo que o tecido ósseo completo necessite de no mínimo 100 µm de espessura para crescer, a substância fundamental sozinha pode invadir poros com tamanhos menores, levando ao estabelecimento das uniões biomecânicas típicas de um implante adequadamente osteointegrado. A invasão de substância fundamental nas irregularidades medindo nm é por enquanto apenas hipotética e sem qualquer significado para a estabilização do implante. É possível que superfícies de implantes com irregularidades de 2 µm ou maiores possam mostrar uma resposta óssea diminuída devido ao aumento da liberação iônica destas superfícies relativamente rugosas (Lindhe, 1999). Podemos selecionar e definir os enxertos ósseos como: •. Autógenos: o osso é removido do mesmo indivíduo em que o. enxerto será usado; •. Isógenos: tecido ósseo removido de um indivíduo da mesma espécie. e geneticamente relacionado com o receptor (i.e., gêmeos idênticos); •. Alógenos: o tecido é removido do cadáver de um indivíduo da. mesma espécie, mas geneticamente não relacionado com o receptor; •. Xenógenos ou hetero-enxertos: tecido retirado de um doador de. uma espécie diferente daquele do receptor (i.e., tecido animal implantado em receptor humano); •. Sintéticos: biomaterial, orgânico e/ou inorgânico, utilizado para. substituir ou estimular os tecidos vivos..

(28) 27 Os mecanismos biológicos que formam o pilar básico para os enxertos ósseos incluem três princípios: osteogênese, osteocondução e osteoindução (Lindhe, 1999). A osteogênese ocorre quando osteoblastos ou células precursoras de osteoblastos são transplantados com o material de enxerto para dentro do defeito, onde podem estabelecer centros de formação óssea. Os enxertos autógenos, como o do ilíaco e enxertos de osso medular, são exemplos de transplantes com propriedades osteogênicas. A osteocondução ocorre quando o material de enxerto não vital serve como um arcabouço para o crescimento de células precursoras dos osteoblastos para o interior do defeito. Os enxertos de materiais derivados de osso ou osso sintético têm propriedades osteocondutoras similares, e esse processo é usualmente seguido de uma reabsorção gradual do material do enxerto. A osteoindução envolve a formação de um novo osso pela diferenciação local de células mesenquimais indiferenciadas em células formadoras de osso, ou seja, osteoblastos, sob a influência de um ou mais agentes indutores. As proteínas ósseas morfogenéticas (BMPs) são um exemplo de material osteoindutor (Lindhe, 1999). A osteogênese provavelmente não ocorre sem a osteoindução e a osteocondução, pois o material do enxerto serve como um mantenedor de espaço para a invasão de células do hospedeiro, uma vez que é sabido que os osteoblastos não têm habilidade para migrar e se dividir; assim, o transplante é invadido por células do tipo mesenquimais indiferenciadas que irão posteriormente se diferenciar em osteoblastos (Lindhe, 1999). Como a motivação do nosso trabalho é a busca de um novo biomaterial que apresente propriedades osteoindutoras e osteocondutoras, o compósito a ser desenvolvido deve apresentar características de biodegradação, biocompatibilidade e bioestimulação..

(29) 28 1.2 BIOMATERIAIS Muito embora materiais bioativos venham de há muito sendo utilizados em dispositivos médicos e odontológicos, o aumento de sua disseminação fica limitada pela diferença entre as propriedades mecânicas desses materiais e as dos tecidos vivos que devem vir a substituir, como o osso (Aksay, 1998; Burg, 2000). A produção de compósitos de matriz polimérica dotados de uma fase bioativa é uma forma de se minimizar as desigualdades mecânicas entre materiais bioativos e tecidos vivos. Nesse caso, a combinação entre polímeros e agentes de reforço específicos permite a produção de materiais com grande bioatividade e comportamento mecânico comparável ao de tecidos vivos. O uso das biocerâmicas tem se estendido desde o emprego isolado do material até outras formas de utilização, como, por exemplo, no revestimento de próteses metálicas ou na associação com materiais poliméricos, tais como o colágeno (Abe, 1990; Addadi, 1997; Jacoby, 2001). Os implantes osteointegrados compostos por materiais bioativos, como aqueles mostrados na Fig. 2, são capazes de induzir a formação de uma interface entre o implante e o material com grande retenção mecânica. A formação dessa interface envolve inicialmente a liberação pela superfície do material bioativo de íons de cálcio, fosfato, sódio e silicato e após a liberação desses íons, o implante apresenta uma grande área ativa que permite a precipitação de uma camada rica em cálcio e fósforo. Em seguida, tal camada se cristaliza na forma de hidroxi-carbonada-apatita, que é muito semelhante ao componente mineral do osso humano. A precipitação dessa camada na presença de componentes biológicos como colágeno leva à formação de uma interface tecido-material de alta retenção mecânica..

(30) 29. Fig 2: Biomateriais utilizados em procedimentos cirúrgicos, para enxertos e substituição de estruturas ósseas e articulares: (A) discos intervertebrais, (B) vértebra artificial, (C) espaçador espinal, (D) crista ilíaca, (E) espaçador poroso, (F) substituto ósseo granular (Kokubo,2003). Materiais biodegradáveis também são usados como suportes de fixação de tecidos orgânicos (Jones, 2001) e como indutores da osteoindução e osteocondução; porém, o biomaterial se desintegra com o tempo e dá lugar ao tecido recuperado. Nesse caso, o grande desafio é de se desenvolver materiais que apresentem taxas de degradação compatíveis com as taxas de recuperação dos tecidos vivos. As biocerâmicas têm sido empregadas na preparação de biomateriais na forma densa e na forma porosa (Kokubo, 2003). Apesar do aumento da porosidade diminuir a resistência mecânica do material, a existência de poros com dimensões adequadas pode favorecer o crescimento de tecido através deles, fazendo com que ocorra um forte entrelaçamento com o implante e por conseguinte, aumentando a resistência mecânica do material in vivo (Kim, 2004). Segundo Addadi e Kawachi (Addadi, 1997; Kawachi, 2000), podemos classificar as biocerâmicas em inertes, porosas, bioativas e reabsorvíveis, como mostra a Tabela 1..

(31) 30. Tabela1: Classificação das Biocerâmicas (Addadi, 1997; Kawachi, 2000).. Tipo de Biocerâmica Inertes. Interações com os tecidos Não há interações químicas nem biológicas. Porosas. Ocorre o crescimento interno dos tecidos através dos poros. Bioativas. Ocorre uma forte ligação na interface osso-implante. Reabsorvíveis. As cerâmicas são degradadas e substituídas pelos tecidos. Exemplos Alumina Aluminatos e hidroxiapatita porosos Biovidros, hidroxiapatita e vitrocerâmicas Gesso e fosfato tricálcico. 1.3 COMPÓSITOS Os compósitos são definidos como materiais formados por dois ou mais constituintes, com distintas composições, estruturas e propriedades, separados por uma interface, de forma a que a interação entre eles potencialize as propriedades de cada material, resultando em um produto com características superiores aos de seus componentes individuais (Shackelford, 2000). O compósito bioativo envolve geralmente a presença de uma matriz polimérica (que confere adequadas propriedades mecânicas, físicas e químicas ao implante) e uma fase bioativa como, por exemplo, uma biocerâmica, que assegure biocompatibilidade adequada com interação favorável do implante com o hospedeiro (França, 2005). Os materiais macroscopicamente homogêneos irão refletir a natureza química dos seus constituintes e podem ser classificados como (Addadi, 1997; Shackelford, 2000): •. Blendas: compósitos formados pela mistura de polímeros orgânicos..

(32) 31 •. Híbridos orgânicos-inorgânicos: compostos vítreos, transparentes,. molecularmente homogêneos e de estrutura definida, formados pela reação de um polímero orgânico com um composto inorgânico. •. Compósitos orgânicos-inorgânicos: materiais resultantes da dispersão. de um compósito inorgânico em uma matriz polimérica. Se as definições normalmente empregadas para descrever um compósito orgânico-inorgânico e um híbrido de mesma natureza são bastante parecidas, as propriedades finais destes materiais são bem diferentes; enquanto nos compósitos há uma conjugação das propriedades das diferentes fases formadoras, nos híbridos há a formação de compostos com propriedades totalmente novas. Materiais bioativos apresentam, em geral, módulo de elasticidade muito superior ao de tecidos vivos, e são de difícil fabricação em tamanhos e formas diversificadas. O fato desses materiais não apresentarem uma mecânica compatível com a de tecidos vivos pode gerar problemas como o "stress shield" (esforço localizado), onde todo o esforço aplicado num sistema osso-implante é sustentado pelo material, do que resulta numa progressiva reabsorção e desmineralização do osso (Vasconcelos, 2000). Uma forma de se minimizar as desigualdades mecânicas entre materiais bioativos e tecidos vivos é o uso de compósitos de matriz polimérica dotados de uma fase bioativa, pois a combinação entre polímeros e agentes de reforço específicos pode resultar em materiais com grande bioatividade e comportamento mecânico comparável ao de tecidos vivos (Kokubo, 2003). Compósitos formados por hidroxiapatita e polímeros biodegradáveis, como o policaprolactona, têm se apresentado como um interessante material para aplicações médicas, especialmente em trabalhos de reposição óssea, devido tanto às.

(33) 32 propriedades de biodegradação dos poliésteres quanto à biocompatibilidade da hidroxiapatita (Kweon, 2003; Kim, 2004). A porosidade do compósito é fator decisivo para seu uso em tecidos ósseos: em 1970, Hulbert (Rigo, 2001) demonstrou que poros maiores que 100 µm favorecem o crescimento do osso através do material e o desenvolvimento de um sistema de vasos capilares entremeado com a cerâmica porosa. Este tamanho de poro, que define a porosidade ótima das biocerâmicas, está relacionado à necessidade de fornecer um suprimento sangüíneo ao tecido conectivo em crescimento (Coombes, 2005). 1.4 POLÍMEROS 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)..

(34) 33 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.

(35) 34 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.

(36) 35 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.

(37) 36 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. PLA PGA PCL. Viscosidade (dl/g). Temperatura de fusão (°C). 0.90 – 1.2 1.4 – 1.8 1.1 – 1.3. 173-178 225-230 58-63. Temperatura de transição vítrea (°C) 60 – 65 35 – 40 -65 - -60. Tempo de Degradação (meses) >24 6 – 12 >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.

(38) 37 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 parcialmente ou totalmente substituídos por íons Ba2+, Sr2+ ou Pb. 2+. 2+. podem ser. , 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)..

(39) 38 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= HPO4 2- , CO3 2- ; 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.

(40) 39 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.