ANAHI HERRERA APARECIDA THOMAZINI Desenvolvimento de Estruturas Porosas de Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular (PEUAPM) Recobertas com Apatitas para Substituição e Regeneração Óssea Tese apresentada ao Instituto de Química, Universidade Estadual Paulista, como parte dos requisitos para obtenção do título de Doutor em Química. Orientador: Prof. Dr. Antonio Carlos Guastaldi Araraquara 2009 FICHA CATALOGRÁFICA Thomazini, Anahi Herrera Aparecida T465d Desenvolvimento de estruturas porosas de polietileno de ultra alto peso molecular (PEUAPM) recobertas com apatitas para substituição e regeneração óssea / Anahi Herrera Aparecida Thomazini.- Araraquara : [s.n], 2009 141 f. : il. Tese (doutorado) – Universidade Estadual Paulista, Instituto de Química Orientador: Antonio Carlos Guastaldi 1. Biomateriais. 2. Método Biomimético. 3. Apatitas. 4. Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular (PEUAPM). I. Título. Elaboração: Serviço Técnico de Biblioteca e Documentação do Instituto de Química de Araraquara Seção Técnica de Aquisição e Tratamento da Informação 1. DADOS PESSOAIS Nome: Anahi Herrera Aparecida Thomazini Filiação: Marcílio Aparecida e Ana Lúcia Herrera Aparecida Nascimento: 14/10/1979, Boa Esperança do Sul – SP RG: 30.843.763-9 / SP / 03/03/1994 CPF: 284.717.518-01 Endereço residencial: Av. Celso Tibiriçá de Camargo, 206 Jardim Tabapuã – Araraquara – SP CEP: 14.810-229 Telefone: (16) 3337-2951 2. FORMAÇÃO ACADÊMICA/TITULAÇÃO 2006 – 2009 Doutorado em Química Universidade Estadual Paulista – UNESP Título: Desenvolvimento de Compósitos Porosos PEUAPM/Apatitas para Reposição e Regeneração Óssea. . Orientador: Prof. Dr. Antonio Carlos Guastaldi Bolsista: FAPESP 2004 – 2006 Mestrado em Química Universidade Estadual Paulista - UNESP Título: Recobrimento de Apatitas Empregando-se o Método Biomimético: Estudo da Influência dos Íons K+, Mg2+, SO4 2- e HCO3 - na Formação de HA. Orientador: Prof. Dr. Antonio Carlos Guastaldi Bolsista: Capes 1999 – 2003 Graduação em Licenciatura em Química Universidade Estadual Paulista - UNESP 3. ATUAÇÃO PROFISSIONAL 2009 – Atual: Agência Nacional de Vigilância Sanitária - ANVISA Colabora Externa para a emissão de pareceres técnico-científicos relacionados à Tecnologia de Materiais de Uso em Saúde, junto a Gerência de Tecnologia de Materiais de Uso em Saúde – GEMAT. 4. PRODUÇÃO BIBLIOGRÁFICA 4.1 Artigos completos publicados em periódicos: 1. APARECIDA, A. H., FOOK, M. V. L., GUASTALDI, A. C. Biomimetic apatite formation on Ultra-High Molecular Weight Polyethylene (UHMWPE) using modified biomimetic solution. Journal of Materials Science: Materials in Medicine, n. 20, p. 1215-1222, 2009. 2. APARECIDA, A. H., GUASTALDI, A. C., FOOK, M. V. L. Desenvolvimento e caracterização de suportes porosos de Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular (PEUAPM) para utilização como biomaterial para reposição e regeneração óssea. Polímeros: Ciência e Tecnologia, v.18, p. 277-280, 2009. 3. FOOK, A. C. B. M., APARECIDA, A. H., FIDÉLES, T. B., COSTA, R. C., FOOK, M. V. L. Porous hydroxyapatite scaffolds by polymer sponge method. Key Engineering Materials, v. 396-398, p. 703-706, 2009. 4. FOOK, M. V. L., APARECIDA, A. H., FOOK, A. C. B. M., GUASTALDI, A. C. Desenvolvimento de técnica de modificação da superfície do PEUAPM para deposição biomimética de apatita. Revista Eletrônica de Materiais e Processos, v. 2, p. 33-41, 2007. 5. APARECIDA, A. H., FOOK, M. V. L., SANTOS, M. L., GUASTALDI, A. C. Estudo da influência dos íons K+, Mg2+, SO4 2- e CO3 2- na cristalização biomimética de fosfato de cálcio amorfo (ACP) e conversão a fosfato octacálcico (OCP). Química Nova, v.30, p.892-896, 2007. 6. FOOK, MARCUS VINÍCIUS LIA, SOUZA, A.G. DE, PRASAD, S., APARECIDA, A. H. Avaliação de Variáveis Climáticas sobre Blendas de Polietileno Pós-Consumo. Revista Iberoamericana de Polímeros, v.6(4), p. 321-332, 2005. 7. APARECIDA, A. H., FOOK, MARCUS VINÍCIUS LIA, SANTOS, M. L., GUASTALDI, A. C. Influência dos íons K+ e Mg2+ na obtenção de apatitas biomiméticas. Eclética Química (Araraquara), v. 30, p. 13-18, 2005. 8. SANTOS, M. L., FLORENTINO, A., SAEKI, M. J., APARECIDA, A. H., FOOK, M. V. L., GUASTALDI, A. C. Síntese de hidroxiapatita pelo método sol-gel utilizando precursores alternativos: nitrato de cálcio e ácido fosfórico. Eclética Química, v. 30, p. 29-35, 2005. 4.2 Trabalhos completos publicados em anais de eventos: 1. APARECIDA, A. H., FOOK, M. V. L., GUASTALDI, A. C. Estudo da modificação da superfície do PEUAPM por solução de H2O2 para utilização como biomaterial. In: 10° Congresso Brasileiro de Polímeros – CBPol, 2009, Foz do Iguaçu – PR. 2. APARECIDA, A. H., FOOK, M. V. L., GUASTALDI, A. C. Desenvolvimento de sacaffold poroso bioativo de PEUAPM para utilização como biomaterial para reposição e regeneração óssea. In: 10° Congresso Brasileiro de Polímeros – CBPol, 2009, Foz do Iguaçu – PR. 3. APARECIDA, A. H., FOOK, M. V. L., GUASTALDI, A. C. Desenvolvimento de novo método biomimético para deposição de apatita sobre PEUAPM. in: 10° congresso Brasileiro de Polímeros – CBPol, 2009, Foz do Iguaçu – PR. 4. APARECIDA, A. H., FOOK, M. V. L., GUASTALDI, A. C. Modificação da solução biomimética (SBF) para a deposição de apatitas sobre Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular (PEUAPM). In: 5º Congresso Latino Americano de Órgãos Artificiais e Biomateriais - COLAOB, 2008, Ouro Preto - MG. 5. APARECIDA, A. H., FOOK, M. V. L., SILVA, L. A. F. E., TAFURI, R. A. M., GUASTALDI, A. C. Desenvolvimento de suporte poroso de Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular (PEUAPM) para deposição de apatitas e utilização como biomaterial para reposição e regeneração óssea. In: 9º Congresso Brasileiro de Polímeros (CBPol), 2007, Campina Grande - PB. 6. SILVA, L. A. F. E., FOOK, M. V. L., APARECIDA, A. H., GUASTALDI, A. C. Caracterização da superfície do PEUAPM após modificação para aplicação como biomaterial In: 4º Congresso Latino Americano de Órgãos Artificiais e Biomateriais - COLAOB, 2006, Caxambu - MG. 7. APARECIDA, A. H., FOOK, M. V. L., GUASTALDI, A. C. Efeito dos íons K+ e Mg2+ na formação de fosfato de cálcio amorfo (ACP) e na sua conversão a hidroxiapatita (HA) após tratamento térmico a 800ºC In: 4º Congresso Latino Americano de Órgãos Artificiais e Biomateriais - COLAOB, 2006, Caxambu - MG. 8. FOOK, M. V. L., APARECIDA, A. H., SILVA, L. A. F. E., GUASTALDI, A. C. Modificação da superfície do polietileno de ultra alto peso molecular - PEUAPM, empregado como biomaterial, para deposição biomimética de apatita. In: 4º Congresso Latino Americano de Órgãos Artificiais e Biomateriais - COLAOB, 2006, Caxambu - MG. 4.3 Resumos publicados em anais de eventos: 1. QUEIROZ, T. P., MARGONAR, R., GUASTALDI, A. C., GARCIA JR., I. R., APARECIDA, A. H., VIEIRA, E. H. Estudo comparativo in vivo empregando-se implantes de Ti c.p. com diferentes superfícies. In: 7º Simpósio Internacional de Próteses e Implantes (SIPI), 2009, São Paulo. 2. TAVARES, H. S., RIBEIRO, L. N. M., GUASTALDI, A. C., APARECIDA, A. H., TÓMAZ, H., SANTOS, J. L. Biomineralization of human stem cells on nanostructured titanium surfaces by YB:Yag laser. In: 1st Neodent International Congress, 2009, Curitiba. 3. APARECIDA, A. H., FOOK, M. V. L., GUASTALDI, A. C. Desenvolvimento de novo processo biomimético para a deposição de apatitas sobre polietileno de ultra alto peso molecular (PEUAPM) In: 18º Congresso Brasileiro de Engenharia e Ciência dos Materiais (CBECiMat), 2008, Porto de Galinhas - PE. 4. APARECIDA, A. H., SILVA, L. A. F. E., SAVIOLLI, J. P., FOOK, M. V. L., GUASTALDI, A. C. Development of UHMWPE/HA porous composite for use as biomaterial for osseous regeneration and replacement. In: 6º Encontro da Sociedade Brasileira de Pesquisa em Materiais (SBPMat), 2007. 5. TAFURI, R. A. M., GUASTALDI, A. C., APARECIDA, A. H., FOOK, M. V. L. Estudo da influência do nível de lixamento na obtenção de diferentes fases de apatita sobre PEUAPM. In: XVIII Congresso de Iniciação Científica, 2006, Bauru. 6. SILVA, L. A. F. E., GUASTALDI, A. C., APARECIDA, A. H., FOOK, M. V. L. Estudo e desenvolvimento de superfícies bioativas do PEUAPM para aplicações como um biomaterial. In: XVIII Congresso de Iniciação Científico, 2006, Bauru. 7. APARECIDA, A. H., FOOK, M. V. L., SILVA, L. A. F. E., GUASTALDI, A. C. Método biomimético de deposição de apatitas: influência da concentração de CO3 2- na obtenção de hidroxiapatita. In: 17º Congresso Brasileiro de Engenharia e Ciência dos Materiais (CBECiMat), 2006, Foz do Iguaçu. 8. APARECIDA, A. H., FOOK, Marcus Vinícius Lia, SILVA, L. A. F. E., SANTOS, M. L., GUASTALDI, A. C. Estudo da Influência dos Íons K+, Mg2+, SO4 2- e HCO3 - na Formação de Apatitas Biomiméticas. In: 15° Encontro Regional de Química da Secretaria Regional Araraquara-Ribeirão Preto e São Carlos (SBQ-ARPSC), 2005, Ribeirão Preto. 9. APARECIDA, A. H., FOOK, Marcus Vinícius Lia, OLIVEIRA, Luci Cristina de, GUASTALDI, Antonio Carlos. Avaliação das Fases da Liga Ti-Nb Obtida por Plasma- Skull em Variadas Concentrações In: 2º SULMAT - Congresso em Ciência dos Materiais do Mercosul, 2004, Joinvile-SC. 10. APARECIDA, A. H., FOOK, Marcus Vinícius Lia, GUASTALDI, Antonio Carlos, CARRODEGUAS, R. G. Influência da Ozonização do PEUAPM na Formação de Filmes de Hidroxiapatita pelo Método Biomimético In: XVI Congresso Brasileiro de Engenharia e Ciência dos Materiais (CBECiMat), 2004, Porto Alegre - RS. 11. APARECIDA, A. H., CAPELA, M. V., SOUZA, A.G. Influência do nível de radiação solar nas propriedades mecânicas do polietileno reciclado coletado em diversas regiões do nordeste do Brasil In: XVI XVI Congresso Brasileiro de Engenharia e Ciência dos Materiais (CBECiMat), 2004, Porto Alegre - RS. 12. APARECIDA, A. H., GUASTALDI, A. C., FOOK, M. V. L., SANTOS, L. DOS, OLIVEIRA, L. C. Avaliação da Formação de Fases Alotrópicas em Ligas Ti-Nb para Aplicação como Biomateriais. In: XV Congresso de Iniciação Científica da Unesp, 2003, Marília. 13. MEIRA, C. R., APARECIDA, A. H., FOOK, M. V. L., GUASTALDI, A. C. Comparação microestrutural das ligas bináras Ti-Al e Ti-Nb In: 1º Congresso Internacional de Inicicação Científica e 3º Congresso Nacional de Iniciação Científica, 2003, São Paulo. 14. OLIVEIRA, J. K., FURLAN, E. G. M., APARECIDA, A. H., Professores das escolas Léa de F. Monteiro e Victor Lacôrte. Estágio Supervisionado presencial e atividades de formação de professores: do rascunho à arte final In: VI Jornada de Educação da Unesp - Assis, 2003, Assis. 15. APARECIDA, A. H., FOOK, M. V. L., SANTOS, L., VERCIK, L. C. O., GUASTALDI, A. C. Estudo das Condições de Solubilidade do Nióbio na Liga com o Titânio Preparada por Plasma Skull para Aplicação em Biomateriais. In: XI Congresso de Iniciação Científica da UFSCar, 2003, São Carlos. 16. MEIRA, C. R., GUASTALDI, A. C., FOOK, M. V. L., APARECIDA, A. H., SANTOS, M. L., VERCIK, L. C. O. Um Estudo Teórico sobre a Solubilidade de Metais em Ligas à base de Titânio aplicadas como biomateriais In: XIV Congresso de Iniciação Científica, 2002, Presidente Prudente. 17. APARECIDA, A. H., MEIRA, C. R., PIMENTA, R. S. O., CAPELA, M. V., CAPELA, J. M. V. Aplicação de Modelo Matemático no Estudo de Cinética Química de Fármacos no Organismo In: 48ª Jornada Farmacêutica da Unesp, 2001, Araraquara. 18. MEIRA, C. R., APARECIDA, A. H., PIMENTA, R. S. O., CAPELA, M. V., CAPELA, J. M. V. Estudo da Cinética das Reações Químicas utilizando Métodos Numéricos In: XIII Congresso de Iniciação Científica, 2001, Bauru. 19. APARECIDA, A. H., MEIRA, C. R., PIMENTA, R. S. O., CAPELA, M. V., CAPELA, J. M. V. Estudo de Equações na Cinética Química utilizando Métodos Numéricos e Transformada de Laplace In: XXIV Congresso Nacional de Matemática Aplicada e Computacional, 2001, Belo Horizonte. 20. PIMENTA, R. S. O., APARECIDA, A. H., MEIRA, C. R., CAPELA, M. V., CAPELA, J. M. V. Estudo Isocrônico da Variação da Microdureza das Ligas Cu-AL- Ag In: XIII Congresso de Iniciação Científica, 2001, Bauru. 21. PIMENTA, R. S. O., APARECIDA, A. H., MEIRA, C. R., CAPELA, M. V., CAPELA, J. M. V. Funções Sigmoidais utilizadas na Cinética de Transformação de Fase nas Liga Cu-Al-Ag In: 28º Colóquio de Incentivo à Pesquisa, 2001, São José do Rio Preto. 22. CAPELA, M. V., CAPELA, J. M. V., MEIRA, C. R., APARECIDA, A. H., PIMENTA, R. S. O. Métodos Matemáticos aplicados em Cinética Química In: XXXI Semana da Química, 2001, Araraquara. 23. CAPELA, M. V., CAPELA, J. M. V., MEIRA, C. R., APARECIDA, A. H., PIMENTA, R. S. O. Métodos Matemáticos em Cinética Química In: XIII Encontro Regional de Química da Sociedade Brasileira de Química e XXXI Semana da Química, 2001, Araraquara. 24. PIMENTA, R. S. O., APARECIDA, A. H., MEIRA, C. R., CAPELA, M. V., CAPELA, J. M. V. Modelos não-lineares utilizados na cinética do estado sólido In: XXIV Congresso Nacional de Matemática Aplicada e Computacional, 2001, Belo Horizonte. 25. APARECIDA, A. H., MEIRA, C. R., PIMENTA, R. S. O., CAPELA, M. V., CAPELA, J. M. V. Utilização do Método Numérico de Euler e Transformada de Laplace na Resolução de Equações envolvidas na Cinética Química In: 28º Colóquio de Incentivo à Pesquisa, 2001, São José do Rio Preto. 5. PRÊMIOS 2º lugar no Concurso de Painéis durante o 7º Simpósio Internacional de Próteses e Implantes (SIPI), Instituto Conexão Saúde. “Estudo comparativo in vivo empregando- se implantes de Ti c.p. com diferentes superfícies”, Queiroz, T.P.; Margonar, R.; Guastaldi, A. C.; Garcia Jr., I. R.; Aparecida, A. H.; Vieira, E. H. 1º lugar no Concurso de Painéis durante o 1st Neodent International Congress. “Biomineralization of human stem cells on nanostructured titanium surfaces by YB:Yag laser”, Tavares, H. S., Ribeiro, L. N. M., Guastaldi, A. C., Aparecida, A. H., Tómaz, H., Santos, J. L. 6. ORIENTAÇÕES E SUPERVISÕES 6.1 Concluídas: 1. Renan A. M. Tafuri. BIOPOLIMEROS: Estudo e desenvolvimento de superfícies bioativas de PEUAPM para aplicações biológicas, 2007. Iniciação científica - Instituto de Química – UNESP. 2. Juliana P. Saviolli. Desenvolvimento de biocompósitos polímero/cerâmica para aplicação como implantes ósseos, 2007. Iniciação científica - Instituto de Química UNESP. 3. Leonardo de Almeida e Silva. Desenvolvimento de biocompósitos polímero/cerâmica: Polietileno de ultra alto peso molecular/Hidroxiapatita, 2007. Iniciação científica - Instituto de Química – UNESP. 6.2 Em andamento: 1. Diego Clemente de Souza. Desenvolvimento de biocompósitos de Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular (PEUAPM) com diferentes fases de apatita para reposição e regeneração óssea, 2008. Iniciação científica - Instituto de Química – UNESP. 7. VISITAS TÉCNICAS Instituto de Ortopedia e Traumatologia “Prof. F. E. Godoy Moreira” - IOT. Hospital das Clínicas – USP. São Paulo – SP. Visita realizada em 29 de Abril de 2005, no período das 14 às 18h. Biomecânica Indústria e Comércio de Produtos Ortopédicos Ltda. Jaú – SP. Visita em realizada 08 de Novembro de 2005, no período das 10 às 18h. DEDICATÓRIA A minha família, razão da minha força, das minhas lutas, das minhas vitórias e da minha existência. “Eu te amarei, ó SENHOR, fortaleza minha. O SENHOR é o meu rochedo, e o meu lugar forte, e o meu libertador; o meu Deus, a minha fortaleza, em quem confio; o meu escudo, a força da minha salvação, e o meu alto refúgio. (...) Recompensou-me o SENHOR conforme a minha justiça, retribuiu-me conforme a pureza das minhas mãos. (...) O caminho de Deus é perfeito; a palavra do SENHOR é provada; é um escudo para todos os que nele confiam. (...) Deus é o que me cinge de força e aperfeiçoa o meu caminho. (...) O SENHOR vive; e bendito seja o meu rochedo, e exaltado seja o Deus da minha salvação. Assim que, ó SENHOR, te louvarei entre os gentios, e cantarei louvores ao teu nome.” (Salmo 18) AGRADECIMENTOS A Deus por iluminar, orientar e abençoar a minha vida, tornando-me capaz de realizar este e todos os meus sonhos. Ao Prof.º Antonio Carlos Guastaldi, pela orientação durante a realização deste trabalho. Ao Prof.º Marcus Vinícius L. Fook pela cooperação, pelos ensinamentos e pela amizade. Ao Grupo de Biomateriais, pelo apoio e cooperação prestados. Aos meus pais, Ana Lúcia e Marcílio (in memorian), pelos ensinamentos deixados e pelo amor e presença constantes em minha vida. Aos meus avós, Francisca e Antonio, pelo preenchimento de um vazio e pelo papel fundamental em minha vida. Ao meu irmão, Mário Antonio, pelos ensinamentos passados pelo amor e pela dor. Ao meu grande amor, meu esposo Leandro, razão maior da minha força e vontade de continuar, pelo verdadeiro amor dedicado em todos os dias das nossas vidas. As minhas amigas, Giselle e Marinalva, por me mostraram o verdadeiro significado da amizade, e às “meninas da copa”, Dirce, Mariana e Vilma, por tornarem este período o mais divertido e valioso possível. A todas as pessoas que, direta ou indiretamente, contribuíram para a realização e conclusão deste trabalho. A FAPESP, pelo apoio financeiro indispensável. RESUMO Neste trabalho, estruturas porosas de Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular (PEUAPM) recobertas com diferentes fases de apatita de importância biológica foram desenvolvidas com o objetivo de se obter um biomaterial adequado para a substituição e regeneração óssea, com a combinação das propriedades mecânicas do polímero, da bioatividade das biocerâmicas de apatita e do comportamento favorável dos materiais porosos. Devido às dificuldades de obtenção de recobrimentos de apatita sobre o PEUAPM relatadas na literatura, realizou-se inicialmente um Estudo Preliminar para avaliar a utilização de solução de peróxido de hidrogênio (H2O2) 30% para a modificação química da superfície do polímero, analisando a influência dos períodos de modificação de 24 e 48 horas na variação das propriedades mecânicas do PEUAPM e na obtenção das diferentes fases de apatita de importância biológica empregando-se o método biomimético. Os resultados obtidos, analisados por Microscopia Eletrônica de Varredura – MEV, Microanálise Semi-quantitativa por Energia Dispersiva de Raios X – EDX, Difratometria de Raios X – DRX, Espectroscopia no Infravermelho com Transformada de Fourier – FTIR, medidas de ângulo de contato e ensaio mecânico de resistência à tração, indicaram que a utilização de solução de H2O2 30% pelo período de 48 horas mostrou-se adequada como método de modificação da superfície do PEUAPM, pois possibilitou a formação de grupos funcionais hidrofílicos na superfície do polímero e resultou em menores alterações das propriedades mecânicas e elásticas do polímero. Constatou-se também que o emprego do método biomimético para o recobrimento da superfície do PEUAPM somente foi adequado com a utilização de soluções SBF com composições modificadas. Para o desenvolvimento das estruturas porosas de PEUAPM recobertas com apatitas, suportes porosos de PEUAPM foram obtidos utilizando-se NaCl como agente porogênico nas proporções de 50, 60 e 70% (m/m) com tamanho de partículas nas faixas de 175-350μm, 350-500μm e 175-500μm. Recobrimentos de apatita foram obtidos utilizando-se o método biomimético de recobrimento com soluções SBF modificadas e a prévia modificação da superfície polimérica utilizando-se solução de H2O2 30% por 48 horas, de acordo com resultados obtidos no Estudo Preliminar. A análise dos resultados, realizada empregando-se as técnicas MEV, EDX, DRX, FTIR e medidas de ângulo de contato, mostrou que a utilização de NaCl nas proporções e tamanhos selecionados possibilitou a obtenção de amostras com elevada porosidade e com a presença de poros interconectados e com diâmetros superiores a 100μm. Os recobrimentos obtidos foram compostos por fases de apatita de importância biológica, sendo sua composição determinada pela solução SBF utilizada, estando presentes tanto na superfície do polímero quanto no interior dos poros. De acordo com os critérios de tamanho de poros, porosidade, interconectividade e presença de fases de apatita de importância biológica, as estruturas porosas de PEUAPM com apatitas desenvolvidas neste trabalho apresentam-se adequadas para utilização como biomaterial poroso para a substituição e regeneração óssea. Palavras-chave: Biomateriais, Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular (PEUAPM), Apatitas, Método Biomimético, Biomateriais Porosos. ABSTRACT In this work, porous samples of Ultra High Molecular Weight Polyethylene (UHMWPE) coated with different apatite phases of biological importance were developed, aiming to obtain a suitable biomaterial for bone replacement and regeneration, balancing the mechanical properties of the polymer, the bioactivity of apatite bioceramics and the favorable behavior of the porous materials. Due to the difficulties in obtaining apatite coatings on UHMWPE in the literature, a Preliminary Study was conducted to evaluate the use of a 30% solution of hydrogen peroxide (H2O2) for the chemical modification of the polymer surface, analyzing the influence of the modification periods of 24 and 48 hours on the variation of the mechanical properties of UHMWPE and in obtaining the different apatite phases of biological importance using the biomimetic method. The results obtained, analyzed by Scanning Electron Microscopy - SEM, Semi-quantitative microanalysis by Energy Dispersive X-ray - EDX, X-Ray Diffractometry - XRD, Fourier Transform Infrared Spectroscopy - FTIR, contact angle measurements and tensile strength mechanical tests, indicated that the use of a 30% solution of H2O2 for a period of 48 hours proved adequate as a surface modification method of UHMWPE, since it allowed the formation of hydrophilic functional groups on the surface of the polymer, resulting in lower changes of the mechanical and elastic properties of the polymer. It was also found that the use of the biomimetic method for the surface coating of UHMWPE was only appropriate with the use of SBF solutions with modified compositions. For the development of porous samples of UHMWPE coated with apatites, UHMWPE porous supports were obtained using NaCl as a pore-forming agent in proportions of 50, 60 and 70% (m/m) with particle size in the range of 175-350μm, 350-500μm and 175- 500μm. The apatite coatings were obtained using the biomimetic coating method with modified SBF solutions and the prior surface polymer modification using a 30% H2O2 solution for 48 hours, in agreement with the results obtained in the Preliminary Study. The analysis of the results performed using the techniques SEM, EDX, XRD, FTIR and contact angle measurements showed that the use of NaCl in the selected proportions and sizes enabled obtaining high porosity samples and the presence of interconnected pores and with diameters greater than 100μm. The coatings obtained were composed of apatite phases of biological importance, with its composition determined by the SBF solution used, and found both on the surface of the polymer as well as inside the pores. According to the pore size, porosity, interconnectivity, and the presence of apatite phases of biological importance criteria, the porous samples of UHMWPE coated with apatites developed in the work herein are suitable to be used as porous biomaterial for bone replacement and regeneration. Keywords: Biomaterials, Ultra High Molecular Weight Polyethylene (UHMWPE), Apatites, Biomimetic Method, Porous Biomaterials. LISTA DE FIGURAS Figura 1: Polímeros utilizados como biomateriais .................................................. 37 Figura 2: Reação de polimerização do polietileno.................................................. 43 Figura 3: Representação das regiões cristalina e amorfa do PEUAPM.................. 44 Figura 4: Comparação da perda relativa de volume para diferentes polímeros .... 46 Figura 5: a) Montagem de uma prótese total de quadril, b) componente metálico de fixação (copo acetabular metálico) e c) conjunto metal-PEUAPM (copo acetabular metálico-copo acetabular de PEUAPM)................................................ 47 Figura 6: Diagrama de solubilidade para o sistema ternário Ca(OH)2-H3PO4-H2O a 37ºC: isoterma de solubilidade mostrando log[Ca] e pH de soluções em equilíbrio com vários sais ....................................................................................... 52 Figura 7: Arranjo do colágeno no tecido ósseo e semelhança dos padrões de difração de raios X do componente inorgânico do tecido ósseo e da HA .............. 53 Figura 8: Representações esquemáticas da estrutura cristalina da HA ................ 55 Figura 9: Morfologias características do ACP1(a) e ACP2(b) ................................ 57 Figura 10: Distribuição dos clusters de ACP .......................................................... 58 Figura 11: Estrutura cristalina do OCP ................................................................... 60 Figura 12: Regiões de pH e temperatura de formação do OCP ............................ 60 Figura 13: Fluxograma da metodologia de desenvolvimento deste trabalho ......... 70 Figura 14: Representação dos níveis de interação sólido-líquido de acordo com o ângulo de contato: a) molhamento parcial ou total, b) limite de molhamento e c) sem molhamento ................................................................................................ 82 Figura 15: Curva tensão-deformação de polímeros termoplásticos com a representação das respectivas etapas do estiramento do corpo de prova ............ 83 Figura 16: Corpos de prova do tipo V utilizados para os ensaios mecânicos de resistência a tração................................................................................................. 84 Figura 17: Micrografia a) do pó de PEUAPM como recebido e b) da amostra compacta de PEUAPM ........................................................................................... 85 Figura 18: Espectro de FTIR das amostras compactas de PEUAPM: a) sem modificação de superfície, b) após modificação de superfície por 24 horas e c) após modificação de superfície por 48 horas.......................................................... 86 Figura 19: Comparação dos espectros de FTIR da superfície do PEUAPM: a) sem modificação, b) após modificação por 24 horas e c) após modificação por 48 horas (destaque para as bandas apresentadas pelo polímero sem modificação) ........................................................................................................... 86 Figura 20: Incisões das ligações C-H da cadeia polimérica do PEUAPM por exposição a meios oxidantes ................................................................................. 87 Figura 21: Ciclo de Bolland: esquema de oxidação do PEUAPM em baixa temperatura ............................................................................................................ 88 Figura 22: Curva tensão-deformação do PEUAPM antes e após a modificação de superfície por 24 e 48 horas: (a) região elástica da curva mostrando as diferenças no módulo de elasticidade e (b) curva total mostrando a resistência à tração no escoamento e na ruptura e deformação total ......................................... 90 Figura 23: Superfície do PEUAPM compacto submetido à modificação de superfície por 24 horas após imersão em SBF 0: a) MEV e b) espectro de EDX .. 92 Figura 24: Superfície do PEUAPM compacto submetido à modificação de superfície por 48 horas após imersão em SBF 0: a) e b) MEV da região 2 , c) espectro de EDX da região 1 e d) espectro de EDX da região 2 ........................... 93 Figura 25: Recobrimento de apatita obtido por imersão em SBF 1 sobre PEUAPM modificado por 24 horas: a) MEV, b) espectro de EDX, c) DRX e e) espectro de FTIR .................................................................................................... 95 Figura 26: Recobrimento de apatita obtido por imersão em SBF 1 das amostras de PEUAPM modificado por 48 horas: a) MEV, b) espectro EDX, d) DRX e e) espectro de FTIR..................................................................................................... 96 Figura 27: Recobrimento de apatita obtido por imersão em SBF 2 das amostras de PEUAPM modificado por 24 horas: a) MEV, b) espectro EDX, c) DRX e d) espectro de FTIR .................................................................................................... 97 Figura 28: Recobrimento de apatita obtido por imersão em SBF 2 das amostras de PEUAPM modificado por 48 horas: a) MEV, b) espectro EDX, c) DRX e d) espectro de FTIR .................................................................................................... 98 Figura 29: Recobrimento de apatita obtido por imersão das amostras de PEUAPM modificado por 24 horas em SBF 3: a) MEV, b) espectro EDX, c) DRX e d) espectro de FTIR ............................................................................................ 99 Figura 30: Recobrimento de apatita obtido por imersão das amostras de PEUAPM modificado por 48 horas em SBF 3: a) MEV, b) espectro EDX, c) DRX e d) espectro de FTIR ............................................................................................ 100 Figura 31: Recobrimento de apatita obtido por imersão das amostras de PEUAPM modificado por 24 horas em SBF 4: a) MEV, b) espectro EDX, c) DRX e d) espectro de FTIR ............................................................................................ 101 Figura 32: Recobrimento de apatita obtido por imersão das amostras de PEUAPM modificado por 48 horas em SBF 4: a) MEV, b) espectro EDX, c) DRX e d) espectro de FTIR ............................................................................................ 102 Figura 33: Recobrimento de apatita obtido por imersão das amostras de PEUAPM modificado por 24 horas em SBF 5: a) MEV, b) espectro EDX, c) DRX e d) espectro de FTIR ............................................................................................ 103 Figura 34: Recobrimento de apatita obtido por imersão das amostras de PEUAPM modificado por 48 horas em SBF 5: a) MEV, b) espectro EDX, c) DRX e d) espectro de FTIR ............................................................................................ 104 Figura 35: Recobrimento de apatita obtido por imersão das amostras de PEUAPM modificado por 24 horas em SBF 6: a) MEV, b) espectro EDX, c) DRX e d) espectro de FTIR ............................................................................................ 105 Figura 36: Recobrimento de apatita obtido por imersão das amostras de PEUAPM modificado por 48 horas em SBF 6: a) MEV, b) espectro EDX, c) DRX e d) espectro de FTIR ............................................................................................ 105 Figura 37: Amostras porosas de PEUAPM obtidas utilizando-se: a, d, g) 50% NaCl (a: 175-350μm, d: 350-500μm e g: 175-500μm); b, e, h) 60% NaCl(b: 175- 350μm, e: 350-500μm e h:175-500μm); c, f, i) 70% NaCl(c: 175-350μm, f: 350- 500μm e i:175-500μm)............................................................................................ 110 Figura 38: Amostras porosas de PEUAPM obtidas utilizando-se: a, d, g) 50% NaCl (a: 175-350μm, d: 350-500μm e g: 175-500μm); b, e, h) 60% NaCl(b: 175- 350μm, e: 350-500μm e h:175-500μm); c, f, i) 70% NaCl(c: 175-350μm, f: 350- 500μm e i:175-500μm)............................................................................................ 111 Figura 39: Superfície das amostras porosas de PEUAPM após submetidas ao método biomimético de recobrimento utilizando-se: a) SBF 1, b) SBF 2, c) SBF 3, d) SBF 4, e) SBF 5 e f) SBF 6 ........................................................................... 116 Figura 40: DRX das amostras porosas de PEUAPM após submetidas ao método biomimético de recobrimento ................................................................................. 117 Figura 41: Recobrimento de apatita obtido sobre PEUAPM poroso utilizando-se a solução SBF 1: a) e b) MEV, c) espectro de EDX, d) DRX e e) espectro de FTIR ........................................................................................................................ 119 Figura 42: Recobrimento de apatita obtido sobre PEUAPM poroso utilizando-se a solução SBF 2: a) e b) MEV, c) espectro de EDX, d) DRX e e) espectro de FTIR ........................................................................................................................ 120 Figura 43: Recobrimento de apatita obtido sobre PEUAPM poroso utilizando-se a solução SBF 3: a) e b) MEV, c) espectro de EDX, d) DRX e e) espectro de FTIR ........................................................................................................................ 122 Figura 44: Recobrimento de apatita obtido sobre PEUAPM poroso utilizando-se a solução SBF 4: a) e b) MEV, c) espectro de EDX, d) DRX e e) espectro de FTIR ........................................................................................................................ 123 Figura 45: Recobrimento de apatita obtido sobre PEUAPM poroso utilizando-se a solução SBF 5: a) e b) MEV, c) espectro de EDX, d) DRX e e) espectro de FTIR ........................................................................................................................ 125 Figura 46: Recobrimento de apatita obtido sobre PEUAPM poroso utilizando-se a solução SBF 6: a) e b) MEV, c) espectro de EDX, d) DRX e e) espectro de FTIR ........................................................................................................................ 126 LISTA DE TABELAS Tabela 1: Evolução da medicina, dos biomateriais e suas aplicações ................. 26 Tabela 2: Classificação dos Biomateriais de acordo com Cao et al. [1996] e respectiva ligação com o tecido vivo ..................................................................... 27 Tabela 3: Exemplos de Biomateriais para Substituição e Preenchimento de Defeitos Ósseos..................................................................................................... 31 Tabela 4: Biomateriais poliméricos e suas aplicações .......................................... 36 Tabela 5: Comparação dos métodos de obtenção de polímeros porosos ............ 40 Tabela 6: Propriedades dos principais tipos de polietileno .................................. 42 Tabela 7: Propriedades física, mecânicas e térmicas do PEUAPM ...................... 43 Tabela 8: Comparação do módulo de elasticidade e da resistência à tração de metais, cerâmicas e polímeros com os tecidos rígidos ......................................... 45 Tabela 9: Elementos que podem ocupar os sítios atômicos da apatita ................ 50 Tabela 10: Razão Ca/P dos fosfatos de cálcio ..................................................... 51 Tabela 11: Ocorrências de fosfatos de cálcio em sistemas biológicos ................. 54 Tabela 12: Composição inorgânica de ossos e dentes ......................................... 56 Tabela 13: Estruturas cristalinas e parâmetros de rede das fases alotrópicas do TCP ....................................................................................................................... 62 Tabela 14: Propriedades físicas e mecânicas do PEUAPM UTEC6541 ............... 71 Tabela 15: Concentrações iônicas das soluções SBF utilizadas (mmol.dm-3) ...... 73 Tabela 16: Sequência de adição de sais para a preparação das soluções SBF .. 73 Tabela 17: Frequências de absorção no IV características do PEUAPM e dos fosfatos de cálcio ................................................................................................... 80 Tabela 18: Ângulos de contato e condições de molhamento ................................ 81 Tabela 19: Medidas de ângulo de contato das amostras compactas de PEUAPM antes e após modificação de superfície ................................................ 89 Tabela 20: Propriedades mecânicas de resistência à tração das amostras de PEUAPM antes e após a modificação de superfície ............................................. 91 Tabela 21: Fases de apatita obtidas nos recobrimentos para cada solução SBF utilizada ................................................................................................................. 107 Tabela 22: Porosidade (P0) das amostras de PEUAPM em função da concentração e do tamanho de partículas de NaCl .............................................. 111 Tabela 23: Taxa de lixiviação das amostras porosas obtidas pela utilização de 60% e 70% de NaCl .............................................................................................. 112 Tabela 24: Medidas de ângulo de contato das amostras porosas de PEUAPM após modificação de superfície por 48 horas ........................................................ 114 Tabela 25: Porcentagem de recobrimento obtido em função da solução SBF utilizada ................................................................................................................. 117 Tabela 26: Medidas de ângulo de contato das amostras porosas de PEUAPM recobertas pelo método biomimético .................................................................... 118 Tabela 27: Comparação da composição dos recobrimentos obtidos sobre PEUAPM compacto e poroso modificado nas mesmas condições ....................... 127 Tabela 28: Número das fichas padrões da base de dados JCPDS utilizadas para a identificação das fases de apatita .............................................................. 128 LISTA DE SIGLAS ACP – Fosfato de Cálcio Amorfo CA – Apatita Carbonatada do Tipo A CB – Apatita Carbonatada do Tipo B DCP – Monohidrogênio fosfato de cálcio DCPD – Monohidrogênio fosfato de cálcio dihidratado DRX – Difratometria de Raios X EDX – Espectrometria de Energia Dispersiva de Raios X FTIR – Espectroscopia no Infravermelho com Transformada de Fourier HA – Hidroxiapatita HAD – Hidroxiapatita Deficiente em Cálcio MEV – Microscopia Eletrônica de Varredura OCP – Fosfato Octacálcico PEUAPM – Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular PMMA - Poli(Metacrilato de Metila) SBF – Simulated Body Fluid TCP – Fosfato Tricálcico SUMÁRIO 1. INTRODUÇÃO .................................................................................................. 25 1.1 Biomateriais ........................................................................................... 25 1.1.1 Definição e classificações................................................................ 25 1.1.2 Biomateriais utilizados para substituição óssea.............................. 29 1.1.3 Biomateriais porosos ...................................................................... 32 1.1.4 Biomateriais poliméricos ................................................................. 34 1.1.4.1 Biomateriais poliméricos porosos.............................................. 39 1.2 Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular – PEUAPM ........................... 41 1.2.1 Utilização do PEUAPM como biomaterial ...................................... 45 1.3 Biocerâmicas de fosfatos de cálcio – Apatitas ..................................... 49 1.3.1 Fosfatos de cálcio de interesse biológico ....................................... 54 1.3.1.1 Hidroxiapatita (HA) .................................................................... 54 1.3.1.2 Fosfato de cálcio amorfo (ACP) ................................................ 57 1.3.1.3 Fosfato octacálcico (OCP) ........................................................ 59 1.3.1.4 Fosfato tricálcico (TCP) ............................................................ 62 1.4 Métodos de recobrimento de superfícies com biocerâmicas de fosfatos de cálcio ........................................................................................ 63 1.4.1 Método Biomimético de Recobrimento ........................................... 64 2. JUSTIFICATIVA E OBJETIVOS ....................................................................... 67 3. MATERIAIS E MÉTODOS ................................................................................ 69 3.1 Materiais................................................................................................ 71 3.1.1 Estudo Preliminar ........................................................................... 71 3.1.1.1 Obtenção de amostras compactas de PEUAPM ..................... 71 3.1.1.2 Modificação de superfície das amostras compactas de PEUAPM ............................................................................................................... 72 3.1.1.3 Recobrimento biomimético das amostras compactas de PEUAPM ............................................................................................................... 72 3.1.2 Desenvolvimento de Estruturas Porosas de PEUAPM recobertas com Apatitas .......................................................................................................... 74 3.1.2.1 Obtenção de amostras porosas de PEUAPM .......................... 74 3.1.2.2 Modificação de superfície das amostras porosas de PEUAPM 75 3.1.2.3 Recobrimento biomimético das amostras porosas de PEUAPM ............................................................................................................... 75 3.2 Métodos ............................................................................. 76 3.2.1 Microscopia Eletrônica de Varredura – MEV ................................. 76 3.2.2 Espectrometria por Dispersão de Energia de raios X – EDX ......... 77 3.2.3 Difratometria de Raios X – DRX ..................................................... 78 3.2.4 Espectroscopia no Infravermelho com Transformada de Fourier – FTIR ...................................................................................................................... 79 3.2.5 Medida de Ângulo de Contato ........................................................ 80 3.2.6 Ensaio Mecânico de Resistência a Tração ................................... 82 4. RESULTADOS E DISCUSSÕES ...................................................................... 85 4.1 Estudo Preliminar ................................................................................. 85 4.1.1 Caracterização das amostras compactas de PEUAPM antes e após modificação de superfície ............................................................................. 85 4.1.2 Recobrimento biomimético das amostras compactas de PEUAPM - Estudo da influência do tempo de exposição ao meio oxidativo na obtenção de diferentes fases de apatita ............................................................... 91 4.1.2.1 Recobrimento obtido por imersão em SBF padrão (SBF 0) ...... 92 4.1.2.2 Recobrimento obtido por imersão em SBF 1 ............................ 94 4.1.2.3 Recobrimento obtido por imersão em SBF 2 ............................ 97 4.1.2.4 Recobrimento obtido por imersão em SBF 3 ............................ 99 4.1.2.5 Recobrimento obtido por imersão em SBF 4 ............................ 100 4.1.2.6 Recobrimento obtido por imersão em SBF 5 ............................ 102 4.1.2.7 Recobrimento obtido por imersão em SBF 6 ............................ 104 4.2 Desenvolvimento de Estruturas Porosas de PEUAPM recobertas com Apatitas ................................................................................................................. 109 4.2.1 Caracterização das amostras porosas de PEUAPM ....................... 109 4.2.2 Recobrimento Biomimético das amostras porosas de PEUAPM .... 115 4.2.2.1 Recobrimento obtido por imersão em SBF 1 ............................... 118 4.2.2.2 Recobrimento obtido por imersão em SBF 2 ............................... 119 4.2.2.3 Recobrimento obtido por imersão em SBF 3 ............................... 121 4.2.2.4 Recobrimento obtido por imersão em SBF 4 ............................... 122 4.2.2.5 Recobrimento obtido por imersão em SBF 5 .............................. 124 4.2.2.6 Recobrimento obtido por imersão em SBF 6 ............................... 125 5. CONCLUSÕES ................................................................................................. 129 5.1 Estudo Preliminar .................................................................................. 129 5.1.1 Modificação da superfície do PEUAPM .......................................... 129 5.1.2 Recobrimento biomimético das amostras compactas de PEUAPM 129 5.2 Desenvolvimento de Estruturas Porosas de PEUAPM recobertas com Apatitas ................................................................................................................. 130 5.2.1 Obtenção de amostras porosas de PEUAPM ................................. 130 5.2.2 Recobrimento biomimético das amostras porosas de PEUAPM .... 130 REFERÊNCIAS ..................................................................................................... 132 _25_ ������������������������������������������������������������������������������������������������ �������� �������������������������������� ������ � ��������� ������� � ��������� ������� � ��������� ������� � ��������� ����� 1.1 Biomateriais 1.1.1 Definição e Classificações A utilização de materiais com a finalidade de substituir e tratar órgãos que haviam perdido suas funções data do início da civilização humana, existindo descrição detalhada de algumas aplicações na medicina oriental há mais de 2.500 anos, tornando evidente a constante preocupação do Homem em compreender, interagir e interferir no seu meio, ou seja, viver mais e melhor. Dos primeiros materiais utilizados para esta finalidade destacam-se o ouro, o vidro e a madeira, utilizados há aproximadamente 2.000 anos para substituir dentes. A utilização do amálgama por Plaster no final do século XIX constituiu-se como um avanço na área de restaurações dentárias, mantendo-se como a única alternativa durante cerca de 150 anos. O uso de materiais sintéticos e a aplicação de estruturas de engenharia alcançaram significativo crescimento a partir da segunda metade do século XX. A descoberta dos antisépticos e antibióticos foi o marco para o sucesso da utilização de materiais para a substituição de órgãos e tecidos. Alguns dados históricos presentes na tabela 1 mostram a evolução da medicina, dos biomateriais e das suas aplicações [Fook, 2005; Leal, 2006]. _26_ Tabela 1: Evolução da medicina, dos biomateriais e suas aplicações. Ano Evento 1504 Desenvolvimento de prótese de mão de ferro com juntas de dedos flexíveis 1597 Reconstrução de nariz por enxerto de tecidos 1666 Primeira transfusão de sangue – realizada entre dois cachorros 1667 Transfusão de sangue entre coelho e humano 1682 Reparo de crânio humano com osso de crânio de cachorro 1847 Introdução de prata para preenchimentos dentários 1863 Introdução de técnicas antisépticas para cirurgias 1881 Primeiro enxerto temporário de pele 1883 Desenvolvimento de solução de Ringer para manter tecidos vivos fora do corpo 1888 Primeiros relatos sobre uso de lentes de contato para corrigir visão 1905 Primeiros relatos de transplante de córnea 1905 Descoberta de técnica para crescimento de células de tecido in vitro 1905 Transfusão de sangue entre humanos com sucesso 1908 Tentativa de cirurgia de substituição de joelho, utilizando um cadáver para retirar o implante 1914 Identificação de citrato como anticoagulante sanguíneo, permitindo o armazenamento de sangue 1951 Primeira válvula de coração artificial implantada 1956 Primeiro transplante de medula óssea com sucesso 1958 Tentativa em desenvolver um marcapasso implantável 1969 Primeira cerâmica biocompatível desenvolvida que forma ligação com colágeno e o osso 1972 Desenvolvimento de uma moderna junta de quadril de aço e polímero 1982 Implante total de um coração artificial permanente 1987 Primeiro uso clínico de um fígado bioartificial 1998 Transplante de mão humana 1998 Transplante total de laringe 2000 Implante de um protótipo de pâncreas artificial 2005 Transplante de rosto Fonte: Leal, 2006. Os Biomateriais podem ser considerados como produtos aptos para serem utilizados nos seres humanos com a finalidade de tratamento ou alívio de uma enfermidade ou lesão, e também para a substituição e modificação de sua anatomia ou de um processo fisiológico. Por isso, incluem qualquer produto natural, sintético e natural modificado que pode ser utilizado como um dispositivo médico ou parte dele. Assim, compreendem os materiais empregados em implantes de qualquer tipo até os utilizados na fabricação de instrumentos médicos e cirúrgicos que entram em contato com o organismo. Os materiais sintéticos utilizados para este fim incluem _27_ metais, polímeros e cerâmicas e também a combinação destes nos chamados compósitos [Biomateriales, 2005]. Para que um material seja aceito para aplicação como Biomaterial deve ser submetido a uma série de ensaios, rigidamente controlados de acordo com a norma ISO 10993, que exige o cumprimento de normas relacionadas com o caráter não tóxico, não carcinogênico, biocompatível e não gerador de efeitos adversos no organismo. Por isso, quando se analisa as possibilidades de utilização de um produto como biomaterial, este deve apresentar Biofuncionalidade e Biocompatibilidade [Biomateriales, 2005]. A Biofuncionalidade é o conjunto de propriedades que permite ao material desempenhar a função desejada, enquanto que a Biocompatibilidade se refere à compatibilidade entre o material e o meio biológico no qual ele deve permanecer [Boschi, 1995]. Cao et al. [1996], baseando-se na classificação de Hench [1993] que considera que a biocompatibilidade de um biomaterial pode ser considerada ótima quando este promover a formação de tecido normal na sua superfície, além de estabelecer com o meio biológico adjacente uma interface capaz de suportar as cargas normais ao local do implante, classificam os biomateriais em quatro tipos, conforme apresentado na tabela 2. Tabela 2: Classificação dos Biomateriais de acordo com Cao et al. [1996] e respectiva ligação com o tecido vivo. Tipo de Biomateriais Tipo de ligação com o tecido vivo Exemplo Quase Inerte Ligação mecânica (fixação morfológica) Alumina, Zircônia, Polietileno (PE). Bioativo Ligação interfacial (fixação bioativa) Hidroxiapatita (HA), Vitrocerâmicas Bioativas. Poroso Crescimento de tecido nos poros (fixação biológica) HA, Metais recobertos com HA. Reabsorvível Troca por tecido vivo Fosfato Tricálcico (TCP), Ácido Poliláctico (PLA). Fonte: Cao, 1996. Da mesma forma que Hench [1993], Cao et al. [1996] descrevem que a resposta do meio biológico aos materiais quase inertes é a sua encapsulação por _28_ uma camada de tecido fibroso não aderente, a qual impede sua interação direta com o tecido vivo. A espessura desta camada depende de muitos fatores como condições do implante, do tecido hospedeiro e da interface e das cargas mecânicas aplicadas sobre o implante [Cao, 1996]. A resposta do meio biológico aos biomateriais bioativos é o estabelecimento de uma ligação química interfacial entre o implante e o tecido vivo, sem a interposição de tecido fibroso, denominada Fixação Bioativa. Uma importante vantagem da fixação bioativa é que a ligação do implante com o tecido ósseo pode alcançar uma resistência igual ou superior a existente no próprio osso, num intervalo de 3 a 6 meses. Segundo Hench [1993] e Cao et al. [1996], os materiais bioativos podem ainda ser classificados em: Materiais Osteoindutores: são materiais bioativos que promovem uma resposta intra e extracelular na interface com o tecido vivo, induzindo células mesenquimais indiferenciadas a se diferenciarem em osteoblastos. Materiais Osteocondutores: Os materiais bioativos osteocondutores promovem uma superfície biocompatível que favorece o desenvolvimento das células ósseas, orientado a proliferação celular e permitindo a aposição do tecido ósseo originado de células osteoprogenitoras já existente [Cao, 1996]. Diferentemente da classificação de Hench [1993], Cao et al. [1996] consideram em sua classificação o comportamento dos biomateriais porosos. Segundo os autores, os biomateriais porosos proporcionam uma fixação por crescimento de tecido através dos poros por todo o implante. Esta ligação tecido- implante poroso, denominada Fixação Biológica, é capaz de suportar estados mais complexos de carga que a camada fibrosa formada nos implantes quase inertes. Os implantes reabsorvíveis se degradam gradualmente com o tempo, ocasionando a formação de tecido vivo no local antes ocupado pelo implante. Devido à grande quantidade de material que deve ser trocado por células, os constituintes dos implantes reabsorvíveis devem ser metabolicamente aceitos. Outra característica que deve ser apresentada por estes implantes é que a velocidade de reabsorção do implante deve ser proporcional à velocidade de reposição por tecido vivo. Segundo Shirtliff [2003], o desenvolvimento de materiais bioinertes [Hench, 1993] ou quase inertes [Cao, 1966] ocorreu na primeira geração de biomateriais, cuja meta principal era conseguir uma combinação de propriedades que fossem _29_ próximas as do tecido que seria substituído de forma a provocar a mínima reação tóxica possível. As limitações dos biomateriais da primeira geração incentivaram o desenvolvimento de biomaterias mais parecidos com os tecidos vivos e a preocupação com a qualidade química e biológica da interação destes dispositivos com o meio biológico, dando início a utilização de materiais reabsorvíveis e bioativos, sendo estes classificados como segunda geração de biomateriais. Apesar dos grandes avanços ocorridos nos últimos anos, poucos biomateriais podem substituir completamente todas as complexas funções biológicas, carecendo de três das mais importantes características dos tecidos vivos: capacidade de autorreparação, habilidade de manter o fluxo sanguíneo e capacidade de modificação de suas estruturas e propriedades para responder a estímulos externos. De acordo com Ratner et al. [2004] a nova geração de Biomateriais será desenvolvida baseando-se no conhecimento dos processos de inflamação e cicatrização, possibilitando o controle de tais processos com precisão, na modificação da superfície dos dispositivos já existentes para minimizar a reação de corpo estranho e promover a cicatrização normal, e no desenvolvimento de processos que auxiliem a regeneração e a formação de novo tecido. Dessa forma, o desafio futuro é desenvolver novos biomateriais que sejam capazes de regenerar tecidos. 1.1.2 Biomateriais Utilizados para Substitutição Óssea Desde que o gesso foi utilizado no início do século XIX para a reparação óssea, numerosos materiais têm sido desenvolvidos para este fim. Atualmente, todas as classes de materiais são utilizadas em uma variedade de implantes e dispositivos para a substituição total ou parcial e reposição do osso [Wang, 2003]. Os primeiros materiais utilizados para a substituição do tecido ósseo foram os metais, devido às suas superiores propriedades mecânicas, ductilidade e resistência ao desgaste. As desvantagens dos metais incluem baixa biocompatibilidade, corrosão, alta densidade, liberação de íons que podem causar reações alérgicas e módulo de elasticidade muito superior ao do tecido ósseo natural. A diferença de módulo de elasticidade entre um implante e o tecido hospedeiro pode causar a perda óssea, denominada osteólise, na interface osso-implante, levando a instabilidade e, consequentemente, à falha do implante [Wang, 2003; Katti, 2004; Ramakrishina, 2001]. _30_ Quando comparadas aos metais, as cerâmicas geralmente resultam em reduzida osteólise e são consideradas materiais favoráveis para a reposição óssea. Propriedades como biocompatibilidade, resistência a corrosão e elevada resistência a compressão fazem com que diferentes cerâmicas sejam utilizadas como substitutos ósseos. Cerâmicas convencionais como a alumina apresentam propriedades mecânicas, resistência ao desgaste, boa biocompatibilidade e estabilidade no meio biológico. Devido à ausência de ligação química com o tecido ósseo, a aplicação da alumina como potencial substituto ósseo é limitada. Cerâmicas de fosfatos de cálcio, especialmente HA e o β-fosfato tricálcico (β-TCP), são extensivamente utilizadas para substituição do tecido ósseo devido à sua similaridade com este tecido, que lhe conferem excelente biocompatibilidade e propriedades osteocondutivas, permitindo o estabelecimento de uma ligação química com o tecido vivo além de possibilitar a regeneração tecidual. Apesar das vantagens das cerâmicas em relação aos metais, o emprego destes materiais como substituto ósseo é limitado devido à baixa resistência à fratura, dificuldade de fabricação, alta densidade e fragilidade. O recobrimento de superfícies metálicas com HA tem sido uma alternativa utilizada nos últimos 40 anos para conciliar as propriedades bioativas e osteocondutivas das biocerâmicas de HA com a resistência mecânica dos metais [Ramakrishina, 2001; Katti, 2004]. Resultados clínicos têm mostrado que materiais com baixo módulo de elasticidade, como os polímeros, apresentam-se mais adequados para utilização como biomateriais para a reposição óssea. Um grande número de polímeros é utilizado em várias aplicações biomédicas, pois estes materiais estão disponíveis em uma ampla variedade de composições, propriedades e formas e podem ser facilmente obtidos como estruturas complexas. Contudo, os polímeros tendem a apresentar dois comportamentos opostos: rígidos e frágeis, flexíveis e dúcteis. O desafio tecnológico é atingir um adequado balanço de rigidez e resistência e resistência ao desgaste para satisfazer as demandas mecânicas de certas aplicações, como por exemplo, implantes ortopédicos [Ramakrishina, 2001; Katti, 2004]. A tabela 3 apresenta alguns dos materiais mais utilizados como biomateriais para reposição e reparo do tecido ósseo. _31_ Tabela 3: Exemplos de Biomateriais para Substituição e Preenchimento de Defeitos Ósseos. Metais Polímeros Cerâmicas Ti c.p. Polietileno de Alta Densidade (PEAD) Zircônia Ti6Al4V Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular (PEUAPM) Alumina Ti6Al7Nb Poli(metacrilato de metila) (PMMA) Hidroxiapatita (HA) Ti13Nb13Zr Politetrafluoretileno (PTFE) Biovidro Ti15Mo5Zr3Al Polietilenotereftalato (PET) C-(grafite) Aço inoxidável ISI 318 Poliestireno (SR) C-(vítreo) Cr-Co-Mo Poliamida (PA) Vitrocerâmica (AW) Fonte: Katti, 2004 (Adaptado). Um biomaterial adequado para a reposição óssea requer o estabelecimento de uma interface estável entre osso e implante, o qual exige a adequação do comportamento e das propriedades mecânicas do implante com o tecido natural. Além disso, materiais utilizados para a reposição óssea devem suportar qualquer carga física imposta pelas ações do corpo sem sofrer alterações dimensionais substanciais, fraturas ou falhas devido ao impacto. Atualmente é reconhecido que o melhor material para a reposição do tecido ósseo é aquele similar, se não idêntico, ao próprio tecido vivo. Os avanços tecnológicos têm conduzido as pesquisas para o desenvolvimento de materiais compósitos de matriz polimérica que mimetizam a estrutura e as propriedades dos tecidos vivos. Estes compósitos podem superar os problemas encontrados com a utilização de implantes convencionais [Wang, 2003]. Compósitos de matriz polimérica exibem simultaneamente baixo módulo de elasticidade e elevada resistência mecânica, sendo adequados para a utilização em diferentes aplicações ortopédicas. Um mérito adicional destes materiais é que por controle da fração volumétrica e do arranjo da fase de reforço, as propriedades e a estrutura do implante podem ser variadas e adaptadas paras as condições biológicas e mecânicas do tecido hospedeiro. Outras razões para o desenvolvimento de compósitos poliméricos incluem ausência de corrosão e liberação de íons observados em biomateriais metálicos [Ramakrishna, 2001]. O desenvolvimento de biomateriais compósitos análogos ao osso iniciou-se em 1980 por Bonfield et al. [1981] com a incorporação de partículas cerâmicas _32_ bioativas em polímeros biocompatíveis. A abordagem foi baseada considerando o osso cortical como material para substituição óssea. Como o principal reforço no osso é a HA envolvida no colágeno, então pareceu razoável obter um compósito utilizando o mesmo reforço. Devido às dificuldades de manipulação do colágeno, utilizou-se polietileno de alta densidade (PEAD) como matriz, possibilitando a incorporação de uma segunda fase mantendo as características mecânicas do polímero. Os autores observaram que o módulo de elasticidade do polímero aumentou com o volume de HA adicionado, enquanto que a resistência à fratura diminuiu [Sousa, 2003; Ramakrishna, 2001; Bonfield, 1981]. Apesar das propriedades satisfatórias dos compósitos de PEAD reforçado com HA, um comportamento bioativo satisfatório somente foi observado com a utilização de volume de HA superior a 40%, concentração esta que ocasiona a perda de deformabilidade e compromete o módulo de elasticidade do polímero, apresentando problemas de estabilidade interfacial semelhante à utilização de metais e cerâmicas puras. Além disso, observa-se que nestes compósitos ocorre apenas uma ligação mecânica entre o componente polimérico e a biocerâmica [Wang, 1998; Kawashita, 2007]. Esforços têm sido conduzidos para o desenvolvimento de compósitos de superfície, combinando um substrato polimérico com recobrimentos biocerâmicos de HA, na tentativa de se obter um adequado comportamento bioativo sem o comprometimento das propriedades mecânicas do polímero [Kawashita, 2007; Kim, 2001; Yamaguchi, 2009; Baker, 2007; Pal, 2008; Aparecida, 2009]. Grande atenção tem sido dada ao desenvolvimento de materiais porosos para utilização como biomaterial para reposição óssea, pois a presença de poros permite a completa vascularização do implante e o crescimento ósseo de poro a poro, reduzindo o risco de infecções e de migração do implante após implantação [Pal, 2008]. Este tipo de biomaterial será apresentado na próxima seção. 1.1.3 Biomateriais Porosos O substituto ósseo ideal é o biomaterial que, além de apresentar similaridade com o tecido vivo, possibilite a formação de uma ligação segura com os tecidos, permitindo, e até mesmo incentivando, o crescimento e a penetração de novas células ósseas. Uma forma de alcançar tais resultados é a utilização de materiais porosos para que os novos tecidos e, consequentemente, o novo osso, possam ser _33_ induzidos a crescer entre os poros, evitando a movimentação e o afrouxamento do implante. Além disso, a presença de poros nos biomateriais permite também a completa vascularização do implante, reduzindo o risco de infecções. O interesse na utilização de materiais porosos na odontologia e ortopedia vem crescendo acentuadamente nos últimos anos, incluindo o emprego desses materiais como membranas, recobrimentos, implantes e suportes para o crescimento de tecidos para a Engenharia de Tecidos [Saiz, 2006; Otsuki, 2006]. Quando implantes porosos são implantados na cavidade medular, é observada primeiramente a formação de tecido fibroso, e em seguida a formação de tecido ósseo. O osso criado é reconstruído em uma lamela óssea e a medula óssea substitui o tecido fibroso. A diferenciação celular progride da abertura ao centro do material, e a velocidade de crescimento da medula é estimada ser de 3 a 4 mm por 6 semanas [Otsuki, 2006]. Os critérios que devem ser considerados na concepção de biomateriais porosos incluem resistência mecânica adequada para a aplicação específica, volume de poros adequado para acomodar e transportar a quantidade de células necessárias para a reparação do tecido, interconectividade entre os poros, poros com tamanhos suficientes para permitir o crescimento contínuo dos tecidos e propriedades de transporte que permitam a difusão dos nutrientes [Jones, 2009]. O tamanho e a interconectividade dos poros têm crucial influência no crescimento ósseo. Um tamanho ideal de poros na faixa de 100 a 400μm foi estabelecido como critério importante para um crescimento continuado do osso no interior dos poros, devido ao tamanho das células e necessidade de migração e transporte de nutrientes, contudo isto ainda é controverso [Otsuki, 2006; Jones, 2007; Jones, 2009]. Klawitter et al. e Simslke et al. estabeleceram um tamanho mínimo de poros de aproximadamente 100�m para o crescimento ósseo dentro da estruturas porosas de cerâmicas. Os autores concluíram que a porosidade deve ser interconectada para permitir o crescimento interno das células, a vascularização e a difusão de nutrientes. Tamai et al. determinaram que a interconexão dos poros menores que 10 �m não permitirá a migração celular de poro a poro [Saiz, 2007]. Contudo, Ítala et al. [2001] mostraram um bom crescimento ósseo dentro de poros com tamanhos de 50�m, utilizando implantes de titânio sem qualquer tratamento de superfície específico perfurados com o uso de laser. _34_ Um problema comum da utilização de biomateriais porosos é a rápida formação de tecido na superfície do material enquanto que o tecido no interior do implante torna-se necrótico. Estudo realizado por Rose et al. [2004], utilizando amostras porosas de HA com diferentes tamanhos de poros, mostrou que a penetração celular foi significantemente maior nos biomateriais com poros de diâmetros de 421μm que o observado nos biomateriais com poros de 170μm. Na Engenharia de Tecidos, que consiste na regeneração de órgãos e tecidos vivos por meio do cultivo de células do próprio paciente sobre suportes conhecidos como scaffolds, os quais são então reinseridos no paciente, os critérios para o desenvolvimento de um scaffold ideal incluem, além da utilização de materiais bioreabsorvíveis cujos produtos da dissolução sejam metabolizados pelo organismo, a presença de poros interconectados com diâmetros superiores a 100�m, sendo este o diâmetro mínimo para a ocorrência da angiogênese, ou seja, o crescimento de novos vasos sanguíneos [Hench, 2005; Barbanti, 2005]. Além do tamanho dos poros, o tratamento superficial e a estrutura do implante apresentam papel importante no crescimento ósseo. A diferenciação celular e o crescimento ósseo são acelerados quando a superfície e o interior dos poros do implante poroso são revestidos por um material bioativo [Otsuki, 2006]. A presença de material bioativo induz o crescimento de novo tecido para o interior dos poros [Saiz, 2007]. 1.1.4 Biomateriais Poliméricos Os polímeros apresentam grande potencial de utilização como biomateriais, pois são, geralmente, fáceis de produzir e manusear e apresentam propriedades mecânicas semelhantes às dos materiais biológicos. A utilização de polímeros em aplicações biomédicas data do início da civilização humana, com a utilização de polímeros de origem natural como o algodão, a seda e a celulose. Os polímeros sintéticos começaram a ser utilizados como biomateriais a partir de 1940, quando se encontra informações sobre a utilização de suturas à base de poliamidas sintéticas (Nylon). Um pouco mais tarde, por volta de 1945, foram documentadas as primeiras aplicações de poli(metacrilato de metila) (PMMA), politereftalato de etileno (Dacron) e policloreto de vinila (PVC). Já em 1950, polímeros como polietileno, poliuretano e politetrafluoroetileno (Teflon) começaram também a ser utilizados em aplicações médicas. Atualmente, mais de _35_ 20 diferentes polímeros sintéticos são usados neste tipo de aplicação [Oréfice, 2006]. Graças às características físico-químicas dos polímeros e sua versatilidade estrutural, que permite adequá-los em termos de propriedades a cada aplicação específica, uma grande variedade deste material vem sendo usada em aplicações biomédicas. A possibilidade de alteração de um ou mais grupamentos químicos pertencentes à arquitetura macromolecular das cadeias poliméricas pode viabilizar, por exemplo, o estabelecimento de alguma interação específica entre o biomaterial e o tecido hospedeiro. Dentre os polímeros utilizados como biomateriais, tem-se os de origem natural ou sintética, assim como os biodegradáveis ou estáveis quando expostos ao ambiente corpóreo. Na tabela 4 são apresentados vários dos mais importantes polímeros utilizados como biomateriais, bem como suas respectivas aplicações, enquanto que a figura 1 ilustra a aplicação de alguns polímeros junto aos tecidos e partes do corpo [Oréfice, 2006]. _36_ Tabela 4: Biomateriais políméricos e suas aplicações. Polímeros Aplicações Polietileno Suturas, cateteres, membranas, próteses ortopédicas e maxilofaciais Polipropileno Seringas, membranas, tubos, vasos artificiais, suturas, etc Politetrafluoroetileno (Teflon) Vasos artificiais, clipes e suturas e recobrimentos Poliálcool vinílico Produção de géis e membranas para a liberação controlada de drogas e imunoisolamento de células Poliamida (Nylon) Suturas, tecidos e membranas Policloreto de vinila (PVC) Recobrimentos, embalagens, tubos, etc Poli(tereftalato de etileno) (Dacron, PET) Suturas, tecidos, vasos artificiais, válvulas, etc Poliuretano Prótese, vasos artificiais, cateteres e coração artificial Poliéter cetona Próteses ortopédicas e como matriz na fabricação de compósitos Polissulfona Membranas e próteses Poli(metacrilato de metila) (PMMA) Confecção de próteses odontológicas, lentes intraoculares e cimento ósseo Poli(metacrilato de hidroxietila) (PHEMA) Fabricação de hidrogéis para lentes de contato, liberação controlada de drogas, pele artificial e membranas Poli(ácido glicólico) e Poli(ácido lático) Suturas biodegradáveis, matriz para liberação controlada de drogas, implantes ortopédicos biodegradáveis, suporte para crescimento de tecidos Poli(óxido de etileno) Regulador de viscosidade de fluidos, matriz para liberação controlada de drogas, etc Poli(caprolactona) Suturas, matriz para liberação controlada de drogas Alginato Matriz para imobilização de células e enzimas e liberação controlada de drogas Quitosana Matriz para liberação controlada de drogas Ácido hialurônico Lubrificante e agente terapêutico Colágeno Suturas, tecidos, matriz para liberação controlada de drogas Fonte: Oréfice, 2006. _37_ Figura 1: Polímeros utilizados como biomateriais. Fonte: Oréfice, 2006. Os polímeros utilizados como Biomateriais podem ser classificados em [Hench, 2005]: - Bioinertes: são, geralmente, não degradáveis e com alto peso molecular. Este tipo de polímeros inclui importantes polímeros que são também usados extensivamente em outras aplicações de engenharia, tais como PET, Nylon, poliuretana (PU), politetrafluoretileno (PTFE) e polietileno (PE) [Hench, 2005]. - Bioreabsorvíveis: são aqueles que apresentam uma redução de sua massa molar quando em contato com o ambiente corpóreo. Tais degradações podem ser originadas tanto da atuação de entidades biológicas, como células, microorganismos, enzimas, como do ataque de espécies iônicas, radicais livres ou água. Este tipo de polímero apresenta interesse cada vez maior, visto que não precisam ser removidos e não causam efeitos indesejáveis em longo prazo. _38_ Aplicações para este tipo de polímero incluem: suturas, dispositivos de liberação controlada de fármacos, fixação de dispositivos ortopédicos, prevenção de adesão e scaffolds para engenharia de tecidos [Hench, 2005]. Destacam-se neste grupo o poli(ácido lático) (PLA), poli(ácido glicólico) (PGA), poli(caprolactona) (PCL), poli(hidroxi butirato) (PHB), polianidridos e poliuretanos. Esses polímeros apresentam grupamentos polares em suas estruturas que são suscetíveis ao ataque hidrolítico das enzimas [Oréfice, 2006]. A biocompatibilidade de polímeros envolve normalmente quatro fenômenos [Oréfice, 2006]: 1) processos de concentração de biomacromoléculas junto à superfície dos materiais (adsorção), logo após a implantação destes no organismo; 2) resposta local do tecido à presença do biomaterial, observada na forma de respostas inflamatórias e imunológicas; 3) efeito do ambiente corpóreo no material, visualizado, por exemplo, pelo estabelecimento de processos de degradação do polímero; 4) resposta do organismo como um todo à presença do biomaterial percebida pelo aparecimento de tumores, alergias, infecções generalizadas e etc. Boa parte dos polímeros utilizados em aplicações biomédicas são materiais projetados e produzidos para aplicações mais gerais de engenharia. Assim sendo, o polietileno, por exemplo, foi projetado e é utilizado extensivamente em aplicações não-biomédicas, como na produção de embalagens, sacolas, brinquedos, etc. A partir do momento que estes polímeros foram testados como biomateriais e mostraram resultados satisfatórios, se tornaram rapidamente uma opção interessante para este tipo de aplicação. Mais recentemente, situações e aplicações clínicas forçaram a necessidade de uma série de novos desempenhos para os polímeros que motivaram alterações químicas e estruturais nos materiais. Assim, polímeros contendo grupos peptídeos capazes de serem reconhecidos por receptores em células e polímeros capazes de alterar sua morfologia e biodegradabilidade quando da alteração de pH ou temperatura, por exemplo, são novos sistemas desenvolvidos especificamente para produzir resultados mais bem sucedidos quando da utilização desses materiais em aplicações biomédicas [Oréfice, 2006]. _39_ 1.1.4.1 Biomateriais poliméricos porosos Polímeros porosos são usados em várias aplicações biomédicas devido às suas vantagens em relação aos polímeros densos, tais como: baixa densidade, adequada processabilidade e principalmente maior eficiência na fixação com o tecido vivo. Uma das principais desvantagens da utilização de polímeros porosos é a redução de suas propriedades mecânicas com a elevação da porosidade [Oréfice, 2006]. Membranas porosas de celulose, Teflon e polipropileno com poros de tamanhos programados para a separação de células e macromoléculas são utilizadas para procedimentos de diálise. Implantes porosos de polietileno, polipropileno e poliuretanos são utilizados como dispositivos para a fixação de tecidos moles. Implantes porosos de polietileno de alta densidade (PEAD) têm sido utilizados com sucesso em diversas aplicações, tais como: oftalmologia, reconstrução óssea facial, reparo de fratura orbital e reconstrução crânio-facial. Nesta última aplicação, os implantes porosos de PEAD, comercialmente designados de MEDPOR®, apresentam tamanho médio de poros superior a 100μm e volume de poros na faixa de 50%. Análise in vivo e in vitro mostram que o MEDPOR® permite o crescimento de tecido, resultando na integração do implante com os tecidos vizinhos, devido à presença de porosidade aberta e interconectada [MEDPOR®, 2009; Park, 2007]. Suportes porosos (scaffolds) de polímeros bioreabsorvíveis vêm sendo usados com destaque na engenharia de tecidos. Dentre os polímeros bioreabsorvíveis utilizados destacam-se o poli(ácido glicólico) (PGA), poli(ácido láctico-co-ácido glicólico) (PLGA) e poli(ε-caprolactona). Estes polímeros porosos atuam como substratos para fornecer células e facilitar a proliferação e diferenciação celular e também para organizar a regeneração tecidual. Para reproduzir este objetivo, as características físicas e químicas do substrato polimérico poroso, bem como a arquitetura de seus poros, têm de cumprir uma série de requisitos que são específicos para o tecido a ser regenerado [Vidaurre, 2007; Barbanti, 2005]. Vários tipos de processamento possibilitam a obtenção de polímeros porosos, dos quais podem se destacar [Oréfice, 2006; Wu, 2006]: - Lixiviação de partículas de sal: partículas de NaCl são incorporadas ao polímero em solução ou fundido. Após o resfriamento da mistura ou eliminação do solvente, as amostras são introduzidas em água para promover a lixiviação do sal. _40_ - Freeze-drying: neste processo, uma solução contendo o polímero é resfriada rapidamente e, em seguida, a pressão do sistema é reduzida para permitir a sublimação do solvente. O espaço antes ocupado pelo solvente congelado constitui a porosidade do material. - Utilização de agente expansor: agentes porogênicos dão origem a gases que expandem a massa polimérica fundida produzindo poros esféricos com baixo nível de interconexão. Agentes porogênicos típicos são CO2, solventes que se volatilizam com o aumento da temperatura e compostos químicos que se degradam dando origem a gases. - Impressão tridimensional por prototipagem rápida: a construção tridimensional de matrizes porosas permite a criação de modelos com morfologia próxima à dos tecidos vivos. O método permite a montagem, assistida por computador, camada por camada de estruturas porosas. Normalmente, partículas de polímeros são espalhadas em uma superfície e um bico impressor, controlado por computador, deposita solvente nas posições pré-definidas. O solvente dissolve o polímero nos pontos marcados e solda as partículas. Uma nova camada de partículas é então adicionada. Alguns trabalhos mostram que a combinação de lixiviação de partículas de sal com moldagem a alta temperatura mostrou-se eficiente na obtenção de superfícies poliméricas altamente porosas, tendo sido muito empregada atualmente [Wu, 2006]. A tabela 5 compara os métodos de obtenção de polímeros porosos. Tabela 5: Comparação dos métodos de obtenção de polímeros porosos Método Diâmetro de Poros (μμμμm) Porosidade (%) Características Lixiviação de partículas de sal 30 – 300 20 - 60 Poros esféricos interconectados Freeze-drying < 200 < 97 Macroporos interconectados e microporosidade presente Utilização de agente expansor 20 - 500 < 60 Poros não totalmente interconectados Impressão tridimensional por prototipagem rápida 45 – 100 < 60 Poros totalmente interconectados Fonte: Oréfice, 2006. _41_ 1.2 Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular – PEUAPM A história do Polietileno se inicia em 1930 na Grã-Bretanha, quando os pesquisadores Eric William Fawcett e Reginald Oswald Gibson começaram a investigar os fenômenos que ocorrem em altas pressões, de 1.000 atm a pressões superiores, entre eles, o efeito possível da alta pressão em reações químicas. Cinquenta reações químicas diferentes foram estudadas sem nenhum sucesso, mas uma das falhas resultou, com uma série de coincidências, na descoberta do polietileno. O polietileno emergiu pouco depois como um produto comercial, encontrando rapidamente muitos usos, mas o principal problema apresentado por este material era o seu fácil derretimento. A razão para isto é que, idealmente, a cadeia polimérica do polietileno é uma cadeia longa de átomos de carbono, contudo, sob condições de polimerização a alta pressão, às vezes, as moléculas do etileno não são adicionadas em uma forma regular, e assim podem formar pequenas ramificações ao longo da cadeia polimérica que diminuem o ponto de fusão [Polyethylene, 2007]. Dependendo das condições reacionais e do sistema catalítico empregado na polimerização, cinco diferentes tipos de polietileno podem ser produzidos: - Polietileno de baixa densidade (PEBD); - Polietileno de alta densidade (PEAD); - Polietileno de ultra alto peso molecular (PEUAPM); - Polietileno linear de baixa densidade (PELBD); - Polietileno de ultra baixa densidade (PEUBD). O polietileno de alta densidade (PEAD) é o polietileno mais comum e apresenta cadeias mais lineares e elevada cristalinidade e translucidez. O polietileno de baixa densidade (PEBD) possui cadeias com ramificações e, dessa forma, apresenta baixa cristalinidade. Já, o polietileno de ultra alto peso molecular (PEUAPM) tem cadeias lineares mais longas e elevada cristalinidade, conferindo a este tipo de polietileno elevadas propriedades mecânicas. O polietileno linear de baixa densidade (PELBD) apresenta estrutura molecular essencialmente linear e sua cristalinidade, embora muito menor que a do polietileno de alta densidade (PEAD), é maior que a do polietileno de baixa densidade (PEBD), conferindo a este material elevada capacidade de selagem, sendo muito utilizado em embalagens e filmes para uso industrial. O polietileno de ultra baixa densidade (PEUBD) é o mais novo membro da família do polietileno. Oferece maior resistência, mais flexibilidade e _42_ melhores propriedades ópticas em relação ao polietileno linear de baixa densidade (PELBD) [Oréfice, 2006; Park, 1992; Coutinho, 2003]. A tabela 6 apresenta algumas propriedades dos principais tipos de polietileno. Tabela 6: Propriedades dos principais tipos de polietileno. Propriedade Polietleno de baixa densidade (PEBD) Polietileno de alta densidade (PEAD) Polietileno de ultra alto peso molecular (PEUAPM) Peso molecular (g/mol) 4 x 103 5 x 105 8 x 106 Densidade (g/cm3) 0,90 – 0,92 0,92 – 0,96 0,93 – 0,94 Resistência à abrasão e ao desgaste Ruím Ruím Excelente Tensão na ruptura (MPa) 7,6 23 – 40 27 Alongamento (%) 150 400 – 500 200 – 250 Módulo de elasticidade (MPa) 96 – 260 410 – 1240 < 2200 Cristalinidade (%) 50 – 70 70 – 80 Maior que o PEAD Fonte: Oréfice, 2006 [Adaptado]. O processo de polimerização do Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular - PEUAPM emprega um catalisador do tipo Ziegler-Natta, que são catalisadores utilizados para polimerizar sob pressões próximas à atmosférica e inclusive à pressão atmosférica, pois são reativos o suficiente para permitir que a reação ocorra e temperaturas inferiores a 100ºC. Foram descobertos pelos pesquisadores Ziegler e Natta em seus estudos sobre compostos organo-metálicos, particularmente organoalumínio. O primeiro sistema catalítico Ziegler-Natta que forneceu resultados satisfatórios foi uma combinação de trietilalumínio e tetracloreto de titânio. O sistema catalítico empregado para a polimerização do PEUAPM é um catalisador sólido constituído por um composto de magnésio e um composto de titânio, utilizando como co-catalisador um trialquilalumínio. A polimerização é efetuada em uma ou mais etapas, utilizando como solvente inerte um hidrocarboneto, como isobutano, pentano ou hexano, com pressões que ficam entre a atmosférica e 30kgf/cm2 e temperatura que não ultrapassa 200ºC. O polímero é obtido como um pó fino que _43_ pode ser extrusado ou moldado por compressão [Coutinho, 2003]. O processo simplificado de polimerização é apresentado na figura 2 [Solomons, 1994]. H C H C H H catalisador Δ H C H C H H H C H C H H n Molécula Monômero Polímero H C H C H H catalisador Δ H C H C H H H C H C H H n Molécula Monômero Polímero Figura 2: Reação de polimerização do polietileno. Fonte: Solomons, 1994. O PEUAPM é um termoplástico linear de alta densidade, branco e opaco, com temperatura de transição vítrea (Tg) que varia entre -100ºC e -125ºC e temperatura de fusão (Tm) de 135ºC, com cristalinidade de 45%. Atinge valores de peso molecular viscosimétrico médio superior a 3x106, de acordo com a norma ASTM D 4020 [Coutinho, 2003]. Na tabela 7 são apresentadas algumas propriedades físicas, mecânicas e térmicas do PEUAPM. Tabela 7: Propriedades física, mecânicas e térmicas do PEUAPM. Físicas Densidade (g/cm3) 0,928-0,941 Absorção de água 24h, 3mm espessura (%) <0,01 Mecânicas Resistência à tração (MPa) 27-41 Alongamento na ruptura (%) 500 Módulo de flexão (MPa) 686-1176 Resistência ao impacto Não quebra Dureza Rockwell (R) 67 Térmicas Condutividade térmica (10-4cal/s cm2 ºC/cm) 11,0 Expansão térmica (10-5cm/ºC) 15 Temperatura de deflexão (ºC) 50 Fonte: Coutinho, 2003. O PEUAPM é um polímero semicristalino, sendo composto por regiões cristalinas envolvidas numa matriz amorfa. A fase cristalina consiste de cadeias de _44_ átomos de carbono organizadas como dobras, denominadas lamelas, com espessura de 10nm a 50nm e cerca de 10μm a 50μm de comprimento. A fase amorfa consiste de cadeias dispostas aleatoriamente e que interconectam as lamelas, conferindo resistência à deformação mecânica. A estrutura cristalina do PEUAPM é influenciada pela estrutura molecular (tipo e grau de ramificação), peso molecular, distribuição do peso molecular e condições de processamento (pressão, temperatura, tempo). A estrutura semicristalina do PEUAPM fornece possibilidades para a modificação das regiões cristalina e amorfa, em ordem para influenciar as propriedades macroscópicas e para produzir um material com propriedades otimizadas de ambas as regiões [Reggiani, 2006; Turell, 2004]. A figura 3 apresenta uma representação das regiões cristalina e amorfa do PEUAPM. Figura 3: Representação das regiões cristalina e amorfa do PEUAPM. Fonte: Canevarolo Jr., 2006. O elevado peso molecular e a linearidade da cadeia polimérica conferem ao PEUAPM importantes características, tais como: elevada resistência à abrasão e ao impacto, baixo coeficiente de atrito, absorção de ruídos, autolubrificação e elevada resistência química a uma ampla gama de produtos (ácidos, álcalis, solventes, combustíveis, detergentes e oxidantes), tornando este material amplamente utilizado nas mais diversificadas aplicações [Coutinho, 2003]. _45_ 1.2.1 Utilização do PEUAPM como Biomaterial Com propriedades elásticas similares ao tecido biológico encontrado em articulações, baixo coeficiente de atrito, reduzida perda de volume por abrasão e excelente biocompatibilidade, o PEUAPM ganhou aceitação como material de escolha para a confecção de próteses de ombro, joelho e quadril nos últimos 40 anos [Baker, 2007; Turrel, 2004]. O módulo de elasticidade do PEUAPM é o mais próximo do osso dentre os materiais utilizados para a reposição óssea, como pode ser evidenciado na tabela 8, [Fook, 2005]. Tabela 8: Comparação do módulo de elasticidade e da resistência à tração de metais, cerâmicas e polímeros com os tecidos rígidos. Módulo de Elasticidade (GPa) Resistência a Tração (MPa) Tecido Rígido Osso cortical (direção longitudinal) 17,7 133,0 Osso cortical (direção transversal) 12,8 52,0 Osso trabecular 0,4 7,4 Esmalte 84,3 10,0 Dentina 11,0 39,3 Metais Aço 190 586 Liga Co-Cr 280 1085 Liga Ti6Al4V 116 965 Amalgama 300 58 Cerâmica Alumina 360 300 Zircônia 220 820 Biovidro 35 42 HA 95 50 Polímeros PEUAPM 0,88 35 Poliuretano - PU 0,02 35 Politetrafluoretileno - PTFE 0,5 27,5 Poliamida - PA 2,1 67 Poli(metilmetacrilato) - PMMA 2,55 59 Polietilenotereftalato - PET 2,85 61 Poli(éter-éter-cetona) - PEEK 3,3 110 Fonte: Fook, 2005. Em relação aos diferentes polímeros utilizados como biomaterial, o PEUAPM apresenta o menor coeficiente de atrito, conferindo menor desgaste ao implante. Na figura 4 é apresentado um gráfico comparativo da perda relativa de volume de diferentes polímeros em função do volume do PEUAPM, mostrando o comportamento superior deste polímero. Todas estas propriedades promissoras do _46_ PEUAPM lhe são conferidas pelo seu elevado peso molecular e pela conformação da cadeia polimérica [Fook, 2005; Stein, 1999]. Perda de volume relativa 0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 P E U A P M N Y LO N P T F E P P P V C P M M A F E N O LI C A E P O X I Polimero V o lu m e re la ti vo a o P E U A P M PEUAPM NYLON PTFE PP PVC PMMA FENOLICA EPOXI Figura 4: Comparação da perda relativa de volume para diferentes polímeros. Fonte: Fook, 2005. Apesar das propriedades vantajosas apresentadas pelo PEUAPM, seu caráter bioinerte e sua baixa reatividade química apresentam-se como desvantagens quando este material entra em contato com osso. Desde 1962, quando introduzida por John Charnley, a configuração mais utilizada de próteses totais de quadril tem sido um componente polimérico produzido à partir de PEUAPM fixado ao osso por componentes metálicos de fixação, que incluem copos acetabulares e parafusos metálicos, devido ao caráter bioinerte do polímero. Embora outras configurações tenham sido investigadas nos últimos anos, tais como combinações de metal-metal e cerâmica-cerâmica, o conjunto metal-PEUAPM continua sendo a configuração padrão, sendo as melhores combinações um copo acetabular de PEUAPM e um componente metálico de fixação de aço inoxidável ou liga de Co-Cr-Mo. Em próteses cimentadas, o componente de PEUAPM é fixado ao osso por cimentos ósseos à base de poli(metacrilato de metila) (PMMA) [Reggiani, 2006]. Na figura 5 é apresentada a montagem de uma prótese total de quadril. _47_ (b) (a) (c) Figura 5: a) Montagem de uma prótese total de quadril, b) componente metálico de fixação (copo acetabular metálico) e c) conjunto metal-PEUAPM (copo acetabular metálico-copo acetabular de PEUAPM). Fonte: Baker, 2007. A utilização de cimentos ósseos a base de PMMA é indesejada, pois o processo de cura destes cimentos ocorre in situ e sua natureza extremamente exotérmica pode ocasionar efeitos biológicos severos. O calor liberado pode alcançar até 80°C provocando severos danos, pois o sangue coagula a 56°C e o colágeno desnatura a 72°C. Estes cimentos podem também ocasionar a liberação de monômeros residuais que são tóxicos. Além disso, quando da necessidade de revisão de próteses ocorre a dificuldade de remoção tanto do cimento restante na cavidade óssea quanto dos tecidos necrosados ali presentes [Baker, 2007]. Apesar dos avanços ocorridos no desenho e nos métodos de fixação, os problemas de desgaste do componente polimérico em próteses para substituição de articulações continuam sendo um grande problema clínico, devido à sua importância crucial na longevidade destes dispositivos. Os componentes metálicos de fixação utilizados em conjunto com o PEUAPM têm sido reportados como principais responsáveis pelo desgaste do componente polimérico em próteses totais de quadril. Apesar de o desgaste ser mais intenso na face inferior do componente polimérico, aquela em contato com a haste e a cabeça metálica, a face superior, aquela em contato com os componentes de fixação, também sofre considerável _48_ desgaste. As partículas poliméricas geradas pelo desgaste do PEUAPM na superfície de articulação levam a respostas inflamatórias do tecido hospedeiro e podem causar osteólise na interface osso-implante e o afrouxamento do implante. A osteólise é a maior causa de falhas em próteses totais de quadril, com incidência em mais de 25% dos pacientes submetidos à implantação. O mecanismo pelo qual o desgaste do PEUAPM resulta na osteólise ainda não é bem definido, contudo é aceito que a presença de partículas poliméricas desencadeia um processo biológico de reação granulomatosa de corpo estranho ao redor dos componentes femoral e acetabular, ocasionando a formação de elevada concentração de osteoclastos em torno dos componentes protéticos, resultando na perda óssea [Knoch, 2005, Baker, 2007; Reggiani, 2006; Yang, 2002; Queiroz, 2001]. Outro fator que contribui para o desgaste dos componentes poliméricos de próteses ortopédicas é o processo de esterilização dos implantes. Atualmente o método de escolha para a esterilização dos componentes protéticos de PEUAPM é a radiação gama em atmosfera de gás inerte e/ou com embalagem dos componentes protéticos a vácuo. A irradiação do PEUAPM ocasiona incisões oxidativas nas ligações C-H da cadeia polimérica formando radicais alquil, que podem persistir por anos tanto em temperatura ambiente quanto no meio biológico. Por sua vez, os radicais alquil podem reagir com o oxigênio das vizinhanças, levando a quebra da cadeia carbônica e comprometendo o alto peso molecular do polímero. Dessa forma, o processo oxidativo ocasionado pela esterilização gama compromete as propriedades mecânicas do polímero, reduzindo principalmente sua resistência mecânica, ductilidade e resistência ao desgaste. Uma alternativa é a utilização de processos não ionizantes como o emprego de plasma ou óxido de etileno [Toohei, 2003; Kurtz, 2003]. Com a crescente demanda por implantes ortopédicos pela população mundial e o aumento da utilização de tais implantes por pacientes cada vez mais jovens e ativos, os problemas apresentados pelas próteses convencionais necessitam ser urgentemente resolvidos. Uma forma de reduzir o desgaste do PEUAPM ocasionado pela utilização dos dispositivos metálicos de fixação em próteses totais de quadril é pela modificação da superfície do polímero por deposição de recobrimento bioativo, tornando-o capaz de se ligar diretamente ao tecido ósseo. Além de reduzir a geração de partículas poliméricas provenientes do desgaste do PEUAPM, a eliminação dos componentes _49_ metálicos reduz a massa e o número de componentes a serem implantados, reduzindo também o custo do implante. A presença de recobrimentos bioativos na superfície do PEUAPM pode também eliminar a necessidade de utilização dos cimentos ósseos à base de PMMA em próteses cimentadas [Baker, 2007]. Recobrimentos biocerâmicos bioativos de fosfatos de cálcio têm sido extensivamente explorados em diversas aplicações ortopédicas e odontológicas por providenciarem um ambiente condutivo para o crescimento ósseo. A presença de biocerâmicas de fosfatos de cálcio na superfície do PEUAPM propicia a combinação das propriedades mecânicas satisfatórias do PEUAPM com a excelente bioatividade destas biocerâmicas [Baker, 2007; Feng, 2001]. O método de Plasma-Spray é o método empregado comercialmente para o recobrimento de implantes com biocerâmicas de fosfatos de cálcio, contudo, além de resultar em recobrimento não uniforme quanto à cobertura do substrato e espessura do recobrimento, utiliza elevadas temperaturas de processo, podendo a superfície do substrato alcançar até 300ºC, sendo inadequado para o recobrimento de superfícies poliméricas [Baker, 2007; Rigo, 1999]. Grande atenção tem sido dada para o emprego do Método Biomimético para o recobrimento da superfície do PEUAPM com fosfatos de cálcio. Trata-se de um método de imersão química que resulta em recobrimentos homogêneos e uniformes e que utiliza temperatura inferior a 40ºC, sendo adequado para o recobrimento de superfícies poliméricas. Diversos autores relatam resultados satisfatórios da obtenção de recobrimentos de fosfatos de cálcio sobre a superfície do PEUAPM pela utilização deste método [Baker, 2007; Kim, 2005; Kawashita, 2007; Feng, 2001; Fook, 2005; Aparecida, 2009]. 1.3 Biocerâmicas de Fosfatos de Cálcio – Apatitas Apatita é um termo geral para minerais com composição M10(ZO4)6X2. Diferentes elementos podem ocupar os sítios M, Z e X, como mostra a tabela 9. Particularmente, decorrente da posição ocupada na estrutura, podem ocorrer vacâncias no sítio referente a X [Aoki, 1991]. _50_ Tabela 9: Elementos que podem ocupar os sítios atômicos da apatita. Sítios Elementos M Ca, Mg, Sr, Ba, Cd, Pb Z P, V, As, S, Si, Ge, C (como CO3 2-) X F, C, OH, O, Br, C (como CO3 2-), vacâncias Fonte: Aoki, 1991. Na natureza as apatitas são encontradas em rochas ígneas. No sistema biológico são encontradas como constituintes de ossos e dentes de vertebrados, na forma de fosfatos de cálcio, onde os sítios M e Z são ocupados pelos elementos Ca e P, respectivamente, podendo o sítio X ser ocupado pelos íons OH-, F-, CO3 2- e Cl-. Durante aproximadamente 100 anos os fosfatos de cálcio foram considerados adequados apenas para utilização como fertilizantes e reagentes químicos. No início da década de 1970 estes materiais passaram a apresentar interesse na utilização em outras aplicações, tais como tratamento de águas residuais, sensor de umidade, adsorvente em cromatografia líquida e catalisador para a decomposição de compostos orgânicos clorados. Na área de Biomateriais estes materiais passaram a ser utilizados somente no início da década de 1980, principalmente como materiais para a reposição e regeneração óssea [Kanazawa, 1989]. Os f