UNIVERSIDADE FEDERAL DE GOIÁS
ESCOLA DE VETERINÁRIA E ZOOTECNIA
PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM CIÊNCIA ANIMAL

Disciplina: SEMINÁRIOS APLICADOS

BIOMATERIAIS NA REGENERAÇÃO ÓSSEA
(Revisão de literatura)

Késia Sousa Santos
Orientador (a): Neusa Margarida Paulo

Goiânia
2011

II

KÉSIA SOUSA SANTOS
BIOMATERIAIS NA REGENERAÇÃO ÓSSEA
(Revisão de literatura)

Seminário apresentado junto à Disciplina
Seminários Aplicados do Programa de PósGraduação em Ciência Animal da Escola de
Veterinária e Zootecnia

da Universidade

Federal de Goiás.
Nível: Mestrado

Área de Concentração:
Patologia, Clínica e Cirurgia Animal

Linha de Pesquisa:
Técnicas Cirúrgicas e Anestésicas, Patologia Clínica
Cirúrgica e Cirurgia Experimental

Orientador (a):
Profª. Drª. Neusa Margarida Paulo EVZ/UFG
Comitê de Orientação:
Profª. Drª. Liliana Borges de Menezes IPTSP/UFG
Prof. Dr. Adilson Donizeti Damasceno EVZ/UFG

Goiânia
2011

III
SUMÁRIO

1 INTRODUÇÃO ............................................................................... 1
2 HISTÓRICO.................................................................................... 3
3 ENGENHARIA TECIDUAL ÓSSEA ............................................... 4
4 TIPOS E CLASSIFICAÇÕES DOS BIOMATERIAIS ..................... 6
4.1 Biomateriais Metálicos ................................................................. 8
4.2 Biomateriais Cerâmicos ............................................................... 9
4.3 Biomateriais Poliméricos ........................................................... 11
4.4 Compósitos................................................................................ 18
4.5 Biomateriais em scaffolds .......................................................... 20
5 CONSIDERAÇOES FINAIS ......................................................... 22
REFERÊNCIAS ............................................................................... 23

IV
LISTAS DE FIGURAS

Figura 1

Dedo artificial encontrado em uma múmia egípcia, na cidade de
Tebas, mais antiga prótese conhecida .............................................3

Figura 2

Topografia de dois ossos com funções e localizações diferentes
(a,b). Topografia de um scaffold de polilactida com tamanho dos
poros

diferenciados

pela

técnica

de

processamento

(c,d).................................................................................................15

LISTAS DE QUADROS

V

Quadro 1 Características desejáveis em um biomaterial para que o mesmo
seja considerando um scaffold ideal para enxerto ósseo................8

LISTA DE ABREVIATURAS

VI

CPL

Caprolactona

HA

Hidroxiapatita

MOD

Matriz óssea desmineralizada

PCL

Policaprolactona

PGA

Ácido poliglicólico

PGLA

poli (ácido lático-co-glicólico)

PHB

Ácido polihidroxibutirato

PLA

Ácido polilático

PLDL

Poli-l-co-d,l-ácido lático

PLLA

Poli-l-ácido-lático

PPF

Polipropileno fumarato

TCP

Fosfato tricálcico

1 INTRODUÇÃO

Existem várias razões clínicas para o desenvolvimento de materiais
ósseos na reconstrução de defeitos, incluindo a necessidade de implantes
ortopédicos que sejam mecanicamente mais adequados ao seu ambiente
biológico. Os métodos tradicionais para reparação destes defeitos geralmente
incluem autoenxerto e aloenxerto do osso esponjoso e aplicação de enxertos
vascularizados da fíbula e da crista ilíaca. Embora estes sejam os tratamentos
padrões, estes podem ser ineficientes, uma vez que os enxertos ósseos são
avasculares e dependentes de difusão. Ainda, o tamanho do defeito e a
viabilidade do leito hospedeiro podem limitar a sua aplicação. Além disso, a
reabsorção óssea é um processo imprevisível; o enxerto pode ser reabsorvido
pelo corpo antes da osteogênese ser completada (ENNEKING et al., 1980;
BROWN & CRUESS, 1982;). O tecido doador muitas vezes é escasso, o tempo
de operação necessário para a retirada dos autoenxertos torna o procedimento
dispendioso e pode haver significativa morbidade local associada à dor,
infecção e hematoma (YOUNGER & CHAPMAN, 1989; TIEDMAN et al., 1995).
Por outro lado, o aloenxerto pode estar associado ao risco de infecção e/ou
doenças transmissíveis, que podem provocar uma diminuição ou perda total
dos fatores indutores do crescimento celular (BOSTROM & MIKOS, 1997).
Enxertos vascularizados necessitam de microcirurgias especializadas, o que
requer uma infraestrutura sofisticada. As técnicas de distração osteogênica são
muitas vezes processos trabalhosos e demorados (ILIZAROV, 1989). Outro
método de reparação óssea é o preenchimento do defeito por meio do cimento
ósseo. Entretanto, este material deve ser preparado na sala de cirurgia sendo
assim suscetível a contaminação.
Materiais alternativos que possuam melhores propriedades físicas,
químicas e mecânicas do que as usadas atualmente são a grande
preocupação dos pesquisadores no campo da engenharia de tecidos. Isso
pode diminuir o insulto vascular do implante ao osso e causar menos stress,
diminuindo a incidência de complicações relacionadas à osteopenia e uma
refratura. As propriedades citadas acima podem ser obtidas por meio da

2
otimização da construção e modulação para evitar as sequelas decorrentes do
uso dos substitutivos ósseos. Como exemplo pode-se citar as modificações de
superfície projetadas para melhorar a estabilização dos implantes de forma
permanente, por meio do revestimento das próteses com as células ou tecidos
antes da implantação. Isto pode ser extremamente útil em operações
ortopédicas reconstrutivas que potencialmente tem alta incidência de falhas
secundária ao emprego dos biomateriais (DEKKER et al., 1998).
A regeneração óssea requer quatro componentes: um sinal
morfogenético; células hospedeiras sensíveis que respondem a este sinal; um
portador adequado deste sinal que pode envia-los a sítios específicos e um
leito hospedeiro vascularizado e viável (HARAKAS, 1984; CROTEAU et al.,
1999). Diante disso, a engenharia tecidual é o uso de um material que funcione
como scaffold (matriz acelular) e que induz a formação óssea a partir do tecido
circundante, agindo ainda como um transportador ou modelo para as células
ósseas ou outros agentes implantados. Os materiais utilizados como scaffolds
podem ser injetáveis ou rígidos, sendo que este último necessita de um
procedimento de implante operatório.
O objetivo desta revisão é apresentar os avanços no campo da
engenharia de tecidos que possam atender as necessidades dos pacientes que
necessitam de enxertos ósseos.

3
2 HISTÓRICO

Registros escritos de povos antigos como os Assírios, Egípcios,
Gregos e Maias mostram a preocupação com a reconstrução estética e
funcional dos órgãos e tecidos mutilados. Foi achada no Egito antigo, na cidade
de Tebas, há 2600 anos a mais antiga prótese conhecida do mundo: um dedo
artificial feito à base de linho tratado e prensado que apresentava coloração
semelhante à da pele e textura de couro. Na sua extremidade digital pode-se
observar um vidro em forma de unha (Figura 1). Os furos em volta do artefato
sugerem que eram presos ao órgão mutilado com tiras em fita. Um antebraço
artificial pode também ser visto em uma múmia exposta no museu de Arlington,
England, e esculturas sintéticas de pés, no museu de Manchester (DIAS,
2006).

Figura 1 ­ Dedo artificial encontrado em uma
múmia egípcia, na cidade de Tebas,
mais antiga prótese conhecida. Fonte:
http://historiofobia.blogspot.com/2011/0
2/dedo-artificial-encontrado-no-egitoe.html (2011).

Outras múmias apresentavam cavidades dentárias obturadas com
madeira dura e marfim. Heródoto de Halicarnassus, que viveu por volta de

4
cinco séculos a.C., registrou a arte egípcia de próteses bucais, que eram
confeccionadas em chumbo, ouro, marfim ou madeira, nos quais se
encaixavam os dentes de animais e dentes humanos, amarrados com fios aos
elementos dentais remanescentes (CASTRO & VASCONCELLOS, 2000)
Surgiu, também, a idéia de combinar partes de diferentes espécies,
que hoje denominamos xenotransplante (células ou órgãos de animais
implantados em humanos). Os gregos, há mais de 3000 anos, já utilizavam
esta técnica. Em 1682, um físico russo recompôs a calota craniana de um
nobre usando osso de cachorro (DIAS, 2006).

3 ENGENHARIA TECIDUAL ÓSSEA

A bioengenharia tecidual é um campo multidisciplinar que envolve a
aplicação de princípios e métodos da engenharia e das ciências da saúde para
assistir e acelerar a regeneração e o reparo de tecidos defeituosos ou
danificados (TABATA, 2009). Deste modo, essa ciência visa criar e aprimorar
novas terapias e/ou desenvolver novos biomateriais que restaurem, melhorem
ou impeçam o agravamento da função tecidual comprometida (KAIGLER;
MOONEY, 2001; SACHLOS & CZERNUSZKA, 2003; MARINS et al., 2004).
Essa especialidade possui diversas aplicações, como em situações
com grande perda de integridade tecidual resultante de traumas e
deformidades do desenvolvimento. Um de seus maiores desafios é o
desenvolvimento de biomateriais para a recuperação do tecido ósseo
(NAVARRO et al., 2008). As modalidades de tratamento convencionais
utilizadas na reconstrução do tecido ósseo apresentam resultados muitas
vezes aquém do esperado. Não obstante, a inabilidade em restaurar a
integridade do esqueleto pode levar a co-morbidades associadas, consultas
médicas frequentes, diminuição na qualidade de vida e aumento dos custos
médicos (CARLO et al., 2009).
Inicialmente, para restituir perdas ósseas os cirurgiões utilizavam
autoenxertos, considerados ideais por representarem material do próprio
indivíduo. Entretanto, esse procedimento apresenta desvantagens, como maior
incidência de enfermidades no sítio doador e tamanho limitado do material

5
passível de doação (OLIVEIRA et al., 2009). Diante dessas limitações, os
aloenxertos (compostos de materiais de outro indivíduo da mesma espécie) e
os xenoenxertos (materiais obtidos de outra espécie) surgiram como possíveis
substitutos. Entretanto, eles também apresentam limitações importantes, como
risco de rejeição ou de transmissão de doenças (PRECHEUR, 2007).
Assim, o principal objetivo da bioengenharia é superar as limitações
dos tratamentos convencionais vigentes, baseados na cirurgia reconstrutora ou
no transplante de órgãos. Sobretudo, sendo capaz de produzir substitutos para
órgãos e tecidos que apresentem tolerância imunológica, o que possibilita sua
implantação no paciente sem risco de rejeição pelo organismo (SACHLOS &
CZERNUSZKA, 2003).
A aplicação de biomateriais sintéticos na regeneração do tecido
ósseo, como uma alternativa aos enxertos ósseos, é relevante, pois eles pouco
danificam tecidos saudáveis, não aumentam os riscos de contaminações virais
e bacterianas, além de serem disponibilizados comercialmente. Podem, ainda,
ser de fácil dissolução e absorção, ao mesmo tempo em que permitem e
estimulam a formação óssea (WAN et al., 2006; CHEN et al., 2009).
Os biomaterias a serem utilizados para reconstrução óssea devem
obedecer aos princípios biológicos que norteam a cicatrização óssea normal. O
tecido ósseo está em constante remodelação e sua massa total depende da
relação de equilíbrio existente entre a formação e a reabsorção óssea (SILVA
et al., 2007). A consolidação do reparo neste tecido está condicionada a
determinadas condições, tais como amplo suprimento sanguíneo, estabilidade
mecânica, presença de um arcabouço tridimensional e tamanho do sítio
lesionado. Em regiões em que a morfologia e dimensão do defeito são
extensas e críticas ao reparo, o mecanismo regenerativo torna-se limitado e,
desta forma, há formação de cicatriz fibrosa (KIM et al., 2006). Por isso, os
biomateriais utilizados como substitutos do tecido ósseo devem possuir
características peculiares como biocompatibilidade, biodegradabilidade e
osteocondutibilidade. Devem proporcionar a condução de osteoblastos ou de
células precursoras de osteoblastos para o sítio lesado e de fatores
regulatórios que promovam esse recrutamento, assim como o crescimento
celular neste sítio (LIU & MA, 2004; WAN et al., 2006; CHEN et al., 2009). Além

6
disso, precisam proporcionar uma estrutura adequada, que servirá de suporte
para a neoformação óssea (PRECHEUR, 2007).
Esses biomateriais ainda devem possuir função imediata após a
implantação e ter habilidade de remodelação e integração com o organismo
(VUNJAK-NOVAKOVIC & KAPLAN, 2006). A bioengenharia tecidual, deste
modo, visa desenvolver biomateriais com estrutura tridimensional que sirvam
de suporte físico estrutural e que afetem a fisiologia celular, estimulando sua
migração e diferenciação (LIU et al., 2009).

4 TIPOS E CLASSIFICAÇÕES DOS BIOMATERIAIS

Por definição, biomaterial é qualquer substância ou combinação de
substâncias, naturais ou não, que não sejam drogas ou fármacos, utilizados em
aplicações biomédicas e que interagem com sistemas biológicos, que tratam,
aumentam ou substituam quaisquer tecidos, órgãos ou funções do corpo (VON
RECUM & LABERGE, 1995; PEREIRA, 2006).
Para se conhecer as características de um biomaterial desejável
para emprego na reparação óssea, é necessário entender dois conceitos de
regeneração óssea, especificamente a osteocondução e a osteoindução. A
osteoindução é definida como a capacidade de produzir células pluripotentes, a
partir de um ambiente de não união óssea e se diferenciar em condrócitos e
osteoblastos, com consequente formação óssea (URIST et al., 1967; URIST &
STRATES, 1971; URIST, 1994). Um material osteoindutor permite o reparo em
um local que normalmente não cicatriza se não for tratado adequadamente. A
osteocondução oferece suporte para o crescimento, em uma estrutura
tridimensional de vasos capilares e células do hospedeiro, para formar o osso.
O material osteocondutor orienta a localização do reparo em locais onde a
cicatrização óssea não ocorreria naturalmente (BOSTROM & MIKOS, 1997).
Para que um biomaterial possa ser utilizado ele deve respeitar uma
série de requisitos como biocompatibilidade (efeito do ambiente orgânico no
material e efeito do material no organismo), a biodegradabilidade (fenômeno
em que o material é degradado ou solubilizado em fluidos tissulares,
desaparecendo do sítio de implantação), e a velocidade de degradação do

7
material (PEREIRA et al. 1999; TABATA, 2009). Entretanto, observando-se a
evolução

dos

biomateriais,

estes

conceitos

de

biocompatibilidade

e

biodegradabilidade fazem parte de uma segunda geração de biomateriais. Na
primeira geração, foram desenvolvidos os materiais então considerados
bioinertes, cujo foco para seu desenvolvimento era o de não provocar reação
de corpo estranho no organismo (HENCH, 1980). Já a terceira geração, inclui
os materiais capazes de estimular respostas celulares específicas no nível
molecular (HENCH & POLAK, 2002).
Essas três gerações são interpretadas de forma conceitual e não
cronológica, visto que cada uma delas representa uma evolução nas
propriedades dos materiais envolvidos, de acordo com as necessidades e
exigências que surgiam (NAVARRO et al., 2008).
O aspecto de um material influencia na diferenciação óssea ou
fibroblásticas de um tecido. A proliferação de osteoblastos é sensível à
topografia da superfície, tensão e outros estímulos mecânicos. O tamanho da
partícula, a forma, e a rugosidade da superfície afetam a adesão celular, a
proliferação e ao fenótipo. As células podem discriminar até mesmo as
mudanças mais sutis na topografia, e elas são mais evidentemente sensíveis à
química e a energia de superfície. Essas características de superfície são
particularmente interessantes quando se considera um material absorvível,
uma vez que este é um material dinâmico, sempre apresentando uma nova
superfície. Além disso, a energia de superfície pode ter um papel na atração de
proteínas especificas da superfície do material e, por sua vez, irá afetar a
afinidade das células para o material (BOYAN et al, 1996).
O resumo de várias considerações importantes no desenho de um
material da engenharia tecidual óssea pode ser observado no quadro 1.

QUADRO 1 - Características desejáveis em um biomaterial para que o mesmo
seja considerando um scaffold ideal para enxerto ósseo.

8

Disponíveis ao cirurgião a curto prazo
Absorvido de maneira previsível em sintonia com o crescimento ósseo
Adaptável à ferida irregular e maleável
Máximo crescimento ósseo por meio da osteoindução e/ou osteocondução
Correta aplicação das propriedades mecânicas e físicas
Boa justaposição óssea
Promover o crescimento ósseo
Não induzir crescimento de tecido mole na interface implante e osso
Tamanho médio dos poros de aproximadamente 200-400 µm
Não ter efeito prejudicial ao tecido circundante devido ao processamento
Não perder suas propriedades ao ser esterilizado
Absorvível com componentes biocompatíveis
Fonte: Adaptado de (BREKKE & TOTH, 1998; BURG et al., 2000).

Os biomateriais correspondem aos enxertos aloplásticos e podem
ser classificados ou subdivididos conforme sua origem (natural ou sintética) ou
sua composição química (metálicos, cerâmicos, poliméricos ou compósitos)
(OLIVEIRA et al., 2009). Atualmente, para a utilização como substitutos do
tecido ósseo, existem diversos biomateriais disponíveis. Eles variam não
somente em relação à sua origem e composição química, mas também quanto
à sua ação mecânica e configuração espacial (blocos sólidos, lâminas,
esponjas porosas e hidrogéis) (GIANNOUDIS et al., 2005; ABUKAWA et al.,
2006).

4.1 Biomateriais Metálicos

Os primeiros biomateriais metálicos utilizados com sucesso para
reparo ósseo foram o aço inoxidável e as ligas de cobalto e cromo, por volta de
meados do século XX (CHARNLEY, 1960). A principal característica desses
biomateriais é seu potencial de grande resistência à corrosão in vivo, porém
também apresentam boa resistência mecânica, conformabilidade adequada,

9
além de alta resistência a fadiga, a tração e a fratura (OLIVEIRA et al., 2010).
A partir desses primeiros biomateriais produzidos, novas constituições de aço
inoxidável, assim como novas ligas metálicas, como as de titânio, têm sido
produzidas a fim de melhorar suas propriedades de resistência mecânica e
anticorrosiva (BRANEMARK et al., 1964; LONG & RACK, 1998). Entretanto,
alguns elementos metálicos tem demonstrado uma ação tóxica no ambiente in
vivo, como o Vanádio (V) e o Níquel (Ni) (THOMPSON et al., 1996; DALEY et
al., 2004; SUZUKI et al., 2006).
Os biomateriais metálicos em atrito direto sofrem desgaste
acentuado, e sua interação com o tecido adjacente ocasiona a liberação de
íons metálicos por dissolução, desgaste ou corrosão (MORAIS et al., 2007).
Desta forma, suas superfícies devem sofrer modificações e associações com
outros materiais, como os polímeros, que lhe conferem maior resistência
mecânica, permitindo o contato adequado em regiões de grande atrito, como
nas próteses de quadril, por exemplo. Essa associação pode minimizar a
liberação de íons metálicos por interação do biomaterial com os fluidos
fisiológicos (MCKEE & WATSON-FARRA, 1966; WALKER et al., 1971; PUNT
et al., 2008).
Outra desvantagem dos biomateriais metálicos relaciona-se à perda
do estímulo mecânico no osso, sítio de implante do material, podendo induzir a
reabsorção óssea local, que pode, por sua vez, ocasionar a eventual perda do
implante (HUISKES et al., 1992; BAUER & SCHILS, 1999).

4.2 Biomateriais Cerâmicos

Já as cerâmicas podem ser tanto sintéticas quanto naturais e
possuem

diversas

vantagens

como

biomateriais,

para

utilização

em

substituição ao tecido ósseo. Entre essas características destacam-se a sua
semelhança

estrutural

ao

componente

inorgânico

do

osso;

serem

biocompatíveis, osteocondutivas e por não apresentarem proteínas em sua
composição, o que proporciona ausência de resposta imunológica (ABUKAWA
et al., 2006), além de possuírem um alto tempo de degradação in vivo
(ABUKAWA et al., 2006), permitindo a remodelação óssea no sítio do implante.

10
Suas limitações estão relacionadas à sua baixa rigidez estrutural, de
forma que não podem ser utilizadas em regiões de grande esforço mecânico, e
à sua natureza porosa, o que aumenta o risco de fraturas (WAN et al., 2006).
Estão amplamente indicadas na ortopedia e odontologia no reparo de defeitos
ósseos, manutenção do rebordo alveolar e como implantes ortopédicos e
dentários (LEGEROS, 2002).
Os materiais cerâmicos são classificados em dois grandes grupos:
bioinerte e bioativo. As cerâmicas bioinertes não tem quase nenhuma interação
com o tecido vivo. Já as cerâmicas bioativas são capazes de promover a
adesão ao tecido ósseo vivo, de vários fosfatos de cálcio (VALLET-REGI & ,
GONZÁLEZ, 2004).
As principais cerâmicas disponíveis comercialmente e utilizadas para
reparação

e

substituição

do

tecido

ósseo

são

a

Hidroxiapatita

(Ca10(PO4)6(OH)2), o b-Tricálcio fosfato (Ca3(PO4)2), a alumina e a zircônia
(SARTORIS et al., 1986; BUCHOLZ et al., 1987; NISHIKAWA & OHGUSHI,
2004).
A utilização do fosfato de cálcio se deve em grande parte a sua
biocompatibilidade. Uma vez que, são livres de proteínas, apresentam mínima
reação imunológica e de corpo estranho e também pouca toxicidade sistêmica.
Embora

as

cerâmicas

inorgânicas

não

demostrem

uma

capacidade

osteoindutora, elas certamente possuem habilidades osteocondutoras, e uma
notável capacidade de se ligar diretamente ao osso (HOLLINGER &
BATTISTONE, 1986; HAMMERLE et al., 1997).
FRIEDMAN et al. (1998) desenvolveram um fosfato tetracálcico que
soluciona as dificuldades relacionadas à maleabilidade encontrada em
cerâmicas de alta porosidade. Este biomaterial, comercialmente disponível
como BoneSourceTM sendo constituído por uma hidroxiapatita (HA) é fornecido
em pó e quando misturado à água estéril é transformado em uma pasta
microporosa, consistente e maleável que quando aplicado, rapidamente se
adere ao osso promovendo uma mecanismo conhecido como osteoconversão.
Outro material frequentemente utilizado com grande sucesso na
reconstrução óssea é um derivado poroso da hidroxiapatita que apresenta
estrutura trabecular, com tamanhos médios dos poros de 200 µm. A

11
hidroxiapatita é um material que é lentamente degradado, podendo ser
manufaturado em diferentes formas (LEVINE et al. 1997).
As técnicas de processamento da cerâmica tiveram um avanço
respeitável após o desenvolvimento de biopolímeros fotopolimerizáveis. Os
avanços tecnológicos tornaram possível controlar o tamanho dos poros e a
porosidade, fabricando modelos porosos com alta precisão (GARG et al.,1997).
SOLCHAGA et al. (1999) compararam dois biomateriais à base de
ácido hialurônico com a cerâmica porosa de cálcio, avaliando suas
propriedades como veículo de liberação de substancias, sua atividade
condrogênica e osteogênica. Todos os materiais foram semeados com células
progenitoras da médula óssea. Após o carreamento com as células
osteoprogenitoras e aplicação dos implantes no tecido subcutâneo de ratos
observaram-se que os derivados de acido hialurônico permitiram duas vezes
mais a incorporação de células do que a cerâmica, tendo sido inclusive mais
eficazes na promoção de osso e cartilagem.

4.3 Biomateriais Poliméricos

Quanto aos polímeros, eles podem ser de origem natural ou
sintética, e sua principal característica é sua a biodegradabilidade. Os
polímeros sintéticos são geralmente degradados por hidrólise simples,
enquanto

que

os

polímeros

naturais

são

principalmente

degradados

enzimaticamente (TABATA, 2009). Ambos os polímeros, tem sido utilizados
pela engenharia tecidual para o desenvolvimento de moldes (scaffolds)
tridimensionais para confecção de cartilagens, ligamentos, meniscos e discos
intervertebrais,

particularmente

os

polímeros

sintéticos

biodegradáveis

(NAVARRO, 2008). Os polímeros estão indicados na ortopedia e também como
dispositivos implantados para a liberação de fármacos (OH et al., 2006).
Os principais polímeros utilizados com a finalidade de reparo do
tecido ósseo são o ácido poliglicólico (PGA), ácido polilático (PLA), ácido
polihidroxibutirato (PHB) e a policaprolactona (PCL). Dentre suas vantagens,
destacam-se o fácil controle de síntese, origem ilimitada, não sofrem
degradação mediada por células, possuem superfície hidrofóbica, além de

12
serem biodegradáveis e biocompatíveis. Porém possuem pouca resistência
mecânica e sofrem redução de tamanho ao longo do tempo, acrescido a sua
questionável interação com as células com possibilidade de reação tóxica local
pela liberação de produtos ácidos de degradação (ABUKAWA et al., 2006; OH
et al., 2006; PRECHEUR, 2007).
A resposta local aos polímeros depende da biocompatibilidade
desses

polímeros,

bem

como

da

degradação

de

seus subprodutos

(HOLLINGER & BATTISTONE, 1986). O mecanismo de erosão pode afetar
também o pH do ambiente circundante e a resposta subsequente. Os
poliésteres absorvíveis são em grande parte hidrolisados por meio da erosão
em massa (VERT et al., 1992; GRIZZI et al., 1995; BURG & SHALABY, 1997).
Apesar do precoce tempo de absorção demonstrar um pH estável, há uma
súbita diminuição do pH local, após um sistema de absorção mais lento. A
tensão de oxigênio também afeta o tipo de célula que se prolifera e, portanto,
um ambiente adequado é importante (BOYAN et al., 1996).
No início de 1960, observou-se que a constante desmineralização do
osso induziu a formação óssea em tecidos de animais de experimentação
(VAN de PUTTE & URIST, 1966). O processo de descalcificação da matriz
óssea por meio do ácido clorídrico produz um polímero natural, a matriz óssea
desmineralizada (MOD), que demonstra propriedades osteocondutora e
osteoindutora VAN de PUTTE & URIST, 1966; GUTIERRES et al., 2006).
URIST & DAWSON (1980) mostraram que o osso cortical é a melhor
escolha para a síntese de MOD por ser mais osteoindutora e possuir menor
potencial antigênico quando comparado ao osso esponjoso. Um estudo
descreveu o processo pelo qual um novo osso é formado sob a influência deste
material em sítios ectópicos (URIST et al., 1967). O tecido é inicialmente
infiltrado por células inflamatórias e mesenquimais. O início da angiogênese, as
células progenitoras e os condrócitos podem ser observados após três
semanas. Pouco tempo depois, os osteoblastos, osteócitos e condrócitos
promovem a síntese de cartilagem, que é transformada em tecido ósseo ao
longo das próximas semanas. Quatro semanas após a implantação, os
osteoclastos e células de remodelação óssea estão presentes no local e a
medula é observada em cerca de 4-6 semanas. Este processo relembra a
ossificação endocondral.

13
RUSSELL & BLOCK (1999) relatam que o processamento da MOD
pode influenciar a sua capacidade osteoindutora. O óxido de etileno é um
agente de esterilização para vários materiais sintéticos absorvíveis, no entanto,
ele pode tornar a MOD totalmente desprovida de potencial osteoindutor,
embora o potencial osteocondutor permaneça.
A matriz óssea desmineralizada é de grande interesse na ortopedia
devido ao seu potencial terapêutico no tratamento de defeitos ósseos, não
união e sua aplicação em procedimentos articulares. RUSSEL & BLOCK (1999)
avaliaram 21 trabalhos que utilizaram a MOD no tratamento ortopédico em uma
variedade de procedimentos clínicos e experimentais, nos quais se observou
que o enxerto ósseo garantiu o tratamento adequado. TIEDMAN et al. (1995)
realizaram um estudo em pacientes com diferentes problemas ósseos que
foram tratadas com MOD associado ao aspirado de medula óssea autógena e
observaram que 77% dos casos tiveram êxito.
GEPSTEIN et al. (1987) avaliaram a capacidade da MOD em
cicatrizar grandes defeitos em ossos longos de ratos. Em seu estudo, foram
criados defeitos bilaterais nos membros torácicos distal de ratos. Estes defeitos
foram superiores a 50% do comprimento total da diáfise radial. Aos 21 dias de
pós-operatório um novo osso havia se formado preenchendo 91% do defeito
tratado com MOD e as medidas de densitometria do defeito se igualaram as da
ulna nos ratos avaliados. URIST & DAWSON (1980) obtiveram uma taxa de
pseudoartrose abaixo de 12% em um total de 40 pacientes com união dos
processos transversos, utilizando enxerto ósseo autólogo a partir dos
processos espinhosos. O enxerto foi colhido durante abordagem cirúrgica e
suplementado com MOD. Esta taxa observada se compara favoravelmente a
melhor taxa relatada na época utilizando enxerto de crista ilíaca.
As matrizes sintéticas também têm sido avaliadas como material
acelular na engenharia tecidual óssea. Há vários anos, os pesquisadores
perceberam que a propriedade osteocondutora dos polímeros sintéticos
absorvíveis são dependentes da sua localização e da estrutura do polímero
(KULKARNI et al., 1971). Acredita-se, por exemplo, que os polímeros tubulares
absorvíveis usados em defeitos de ossos longos promovam o crescimento
ósseo ao excluir os tecidos moles adjacentes e os indesejados elementos
celulares por meio da manutenção de um ambiente medular osteogênico

14
dentro do defeito (KULKARNI et al., 1971; PINEDA et al., 1996; GUGALA &
GOGOLEWSKI, 1999).
Materiais sintéticos injetáveis vêm sendo estudado como scaffolds
na engenharia tecidual óssea, em parte devido á sua implantação
minimamente invasiva. ELISSEEFF et al. (1999) desenvolveram um material
liquido fotopolimerizável que pode ser injetado e após a sua fotopolimerização
é possível a sua localização.
As matrizes de poli (ácido lático-co-glicólico) são frequentemente
usadas como materiais de reconstrução óssea. Elas podem ser sintetizadas de
forma personalizada para satisfazer ao tempo de absorção requerido. Existem
vários métodos para o processamento dessas matrizes sintéticas porosas. O
método mais comum é a solução moldada, como as partículas lixiviadas
desenvolvidas por MIKOS et al. (1994). Com este método é possível modular a
topografia e o tamanho dos poros para atender a um tipo de célula específica
como, por exemplo, os osteoblastos. Trabalhos realizados em laboratório
demonstram que a forma dos poros pode ter um efeito profundo sobre a
fixação e a sobrevida a longo prazo das células em uma superfície (BURG et
al., 1999; HOLY et al., 1999). BURG et al. (1999) mostraram que para cada tipo
específico de célula, há uma topografia ideal dos poros que podem ser
facilmente moduladas por uma cuidadosa seleção destes poros. Como o osso
possui muitas estruturas diferentes, dependendo da sua função e localização, a
forma dos poros pode não ser ideal em todas as utilizações. A figura 2 reforça
este ponto, demonstrando diferentes aspectos de osso e diferentes topografias
de polímeros.

15

a

b

c

d

Figura 2 ­ Topografia de dois ossos com funções e localizações diferentes
(a,b). Topografia de um scaffold de polilactida com tamanho dos
poros diferenciados pela técnica de processamento (c,d). Fonte:
(BURG et al., 1999).

O tamanho dos poros e a tortuosidade do material devem ser
modulados com cuidado e controle para liberar o complexo de polímeros
(REDDI, 1998; WHANG et al., 1998). PINEDA et al. (1996) observaram que
apesar de as membranas de poliéster com tamanhos de poros de 200 µm de
diâmetro promoverem o crescimento ósseo de 1 cm dentro do defeito em
coelhos, poros com menores tamanhos promoveram um crescimento ainda
maior. TSURUGA et al. (1997) sugerem que o tamanho ideal dos poros de
cerâmica que oferece suporte à formação óssea ectópica é de 300-400 µm. Da
mesma forma, HOLMES (1979) relatou que o tamanho médio do osteon
humano é de aproximadamente 223 µm e, portanto a faixa ideal do tamanho
dos poros deve ser de 200-400 µm.
MEING et al. (1996) criaram um defeito ósseo no radio de coelhos
adultos e o cobriram com uma membrana de poli-l-ácido lático (PLLA). Os

16
poros do polímero escolhido tinham 5-15 µm de diâmetro, espessura de 250
µm, e vida útil de 18-24 meses. Os autores concluíram por meio de avaliações
histológicas que a membrana de PPLA foi capaz de promover a regeneração
óssea preenchendo todo o defeito com osso esponjoso e osso cortical. Em
outro estudo realizado por MEING et al. (1997) foram utilizados modelo de
suínos Yucatan para promover um defeito crítico de 25% do comprimento do
radio. Os defeitos foram cobertos com as membrana PPLA, poli-l-co-d,l ácido
lático (PLDL) ou com a membrana PPLA e PLDL sintetizada com o carbonato
de cálcio. A síntese com o carbonato de cálcio teve a intenção de diminuir a
quantidade de polímeros na membrana. Os resultados mostraram que a
membrana facilitou a rápida formação de um novo crescimento ósseo, sem
apresentar reações adversas, enquanto que os defeitos não tratados
apresentaram formação óssea com fissuras e margens irregulares ocupadas
por tecido fibroso.
GUGALA & GOGOLEWSKI (1999) não conseguiram induzir uma
formação óssea significativa quando utilizaram membranas com poros de 1020 µm para cobrir o defeito na tíbia de ovelhas. Os autores concluíram que
defeitos ósseos maiores que um tamanho crítico não cicatrizam totalmente,
mesmo quando se utilizam membranas sintéticas para facilitar a regeneração
óssea. O defeito de tamanho crítico é definido como o menor defeito ósseo que
não cicatriza espontaneamente, quando coberto com membranas poliméricas.
Para que ocorra a cicatrização desses defeitos é necessário que as
membranas sejam usadas em combinação com enxerto ósseo autógeno e/ou
um substituto ósseo adequado. Os autores relatam também que as membranas
sintéticas impedem que tecido mole e muscular invadam o defeito evitando,
desta forma que ocorra a reabsorção do enxerto. As membranas também
mantêm substancias e células osteogênicas no espaço que recobrem,
promovendo assim uma nova formação óssea.
Outro possível material de preenchimento ósseo é o poli- caprolactona-co-ácido lático. Este material foi desenvolvido em forma de pasta
ou cera para aplicações de não uniões ósseas. Em estudo conduzido em fêmur
de ratos foi observado que este material provocou uma reação inflamatória
moderada no osso e o tempo de sua reabsorção durou mais de um ano. O
estudo demostrou também que a cicatrização nos locais de implantação da

17
poli- -caprolactona-co-ácido lático foi mais lenta no que nos locais de controle
(EKHOLM et al., 1999).
Os polianidridos fotopolimerizáveis são também materiais utilizados
na ortopedia. Eles são absorvidos pelas superfícies de erosões e, portanto, não
são suscetíveis a perdas repentinas de massa ou liberação de carga durante
as aplicações. O elemento fotopolimerizável promove um potencial de micro
fabricação de scaffolds porosos, e também pode permitir que um material
injetável possa ser posteriormente ligado a ele (MUGGLI et al. 1997).
Um dos polímeros naturais que vêm sendo utilizados como scaffold
no sistema celular é o colágeno. Ele possui propriedades mecânicas e
estruturais não inerentes e, portanto, modificações relacionadas à sua
engenharia podem ser úteis para fornecer um polímero mais rígido que irá
auxiliar na transmissão de força para os ossos durante a fase de regeneração.
YAYLAOGLU et al. (1999) projetaram um biomaterial preparado pela formação
gradual de cristais de fosfato de cálcio dentro de uma matriz esponjosa de
colágeno. Em seguida condrócitos foram cultivados neste material para criar
um implante osteocondral. Esta técnica melhorou a integridade mecânica do
biomaterial e demostrou que a cultura de condrócitos teve grande potencial
para aplicação na regeneração óssea. Não se sabe se este sistema a base de
colágeno tem estabilidade em culturas a longo prazo, mas o que se sabe é que
a esponja de colágeno associada ao implante mineral foi capaz de manter sua
integridade durante duas semanas, enquanto que a esponja de colágeno não
tratada foi degradada rapidamente em um dia. DU et al. (1999) utilizaram folhas
de colágeno como scaffolds. As folhas de colágeno obtidas comercialmente
envolviam HA em sua superfície, em seguida eram colocadas sobre o
fragmento de osso ao longo da sua superfície. O tamanho dos poros deste
material variou de dezenas a centenas de micrometros, e o material se mostrou
flexível e absorvível. Os autores observaram também que as células migravam
apartir dos fragmentos ósseos na matriz, o que sugeriu que o material é
bioativo.
A fibra de poliglicolide é uma malha não tecidual clinicamente bem
conhecido que tem como vantagem uma rápida absorção (PUELACHER et al.,
1996). No entanto, a malha de poliglicolide apresenta uma baixa integridade
mecânica in vitro, e por isso ao ser aplicado ao osso de forma isolada se torna

18
inadequada. Ao combinar este material com um material que promove um
maior reforço ao tecido ósseo, uma combinação estável pode ser formada. A
associação da malha de poliglicolide (ácido poliglicólico) (PGA) a uma solução
de poli(acido-l-lático) (PLLA) permitiu um aumento significativo da resistência à
compressão quando comparado ao PGA isoladamente (MOONEY et al., 1996).
Outro estudo utilizou o copolímero de poliglicólico e poli-l-láctico em conjunto
com culturas de condrócitos e osteoblastos para implantes ósseos das falanges
e articulações em ratos e obteve resultados favoráveis na cicatrização de
tecidos osteocondrais (ISOGAI et al., 1999).
ATTAWIA et al. (1999) desenvolveram uma nova classe de
polímeros

sintéticos,

o

poli(anidrido-co-imidas),

com

características

biocompatíveis, biodegradáveis, e de alta resistência sendo desta forma, muito
útil na regeneração óssea.

4.4 Compósitos

Para solucionar as desvantagens das cerâmicas e polímeros,
estudos têm sido realizados no intuito de desenvolver biomateriais sintéticos
híbridos ou compósitos, que possuam as vantagens das cerâmicas e
polímeros, porém com melhores taxas de reabsorção após a implantação e
melhor resistência mecânica (WAN et al.,2006).
Intervenções

cirúrgicas

com

utilização

de

autoenxertos

ou

aloenxertos podem promover o reparo do defeito ósseo em vários graus.
Contudo, nenhum dos autoenxertos ou aloenxertos utilizados na prática
corrente agrega todas as características ideais para a formação óssea
adequada, quais sejam: alta osteoindutividade e potencial angiogênico,
segurança biológica, baixa morbidade para o paciente, quantidade irrestrita, e
custo razoável. Por sua vez, os enxertos ósseos engenhados demonstram
capacidade para osteogênese, pela osteoestimulação, osteoindução e
osteointegração (conexão funcional entre o sítio de implantação e o enxerto)
(FRÖHLICH et al., 2008).
Mais recentemente, visando melhorar a qualidade do reparo e a
regeneração óssea, tem-se utilizado células cultivadas e fatores de

19
crescimento associados à biomateriais em scaffolds (OLIVEIRA et al., 2009). A
promessa da engenharia tecidual é a de combinar os avanços no campo dos
biomateriais e da biologia celular, de modo que os enxertos ósseos possam
abranger a maioria ou todas as características citadas. Até o momento, o foco
tem sido a criação de tecido para enxerto capaz de promover ou aumentar a
osteogênese no sítio de defeito ósseo (FRÖHLICH et al., 2008).
Compósitos de polímeros com carga de cerâmica também são
estudados. PETER et al., (1998) relataram um método no qual partículas de
poli(ácido lático-co-glicólico) lixiviadas foram moldadas por compressão a
hidroxiapatita, a fim de melhorar a sua resistência elástica e compressão.
PETER et al. (1999a) relataram um polipropileno fumarato (PPF) biodegradável
associado ao cimento ósseo que pode ser combinado com um componente
lixiviavel e injetado em defeitos ósseos. O material na forma injetável permite
preencher defeitos ósseos irregulares, e o componente lixiviavél fornece
espaço para o crescimento ósseo. A polimerização do material em si pode ser
ajustada para promover a formação de uma espuma através da liberação de
dióxido de carbono, produzindo assim um scaffold poroso (LEWANDROWSKI
et al., 1999). Os compósitos são sistemas que podem ser formados com o
fosfato tricálcico (TCP) para melhorar a integridade mecânica (PETER et al.,
1999b). Da mesma forma, BENNETT et al. (1996) mostraram que um
composto de polidioxanona-co-glicólico associado a uma base de HA ou TCP
pode ser usado como uma massa maleável ou injetável no tecido ósseo.
Durante a polimerização, o dióxido de carbono é liberado produzindo uma rede
porosa interconectada dentro do implante que é adequado para o crescimento
ósseo e também promove uma expansão do material, o que facilita sua fixação
no sítio de implante.
ZHANG

&

MA

(1999)

elaboraram

um

compósito

de

PLLA/hidroxiapatita na forma de espumas altamente porosas simulados em um
fluido corporal em tempos e condições de incubação variáveis. Estes
compósitos porosos são materiais que servem como scaffolds, atuando na
regeneração óssea devido à sua excelente ligação à hidroxiapatita que possui
propriedades que proporcionam um excelente ambiente para o crescimento de
osteoblastos e células osteoprogenitoras.

20
4.5 Biomateriais em scaffolds

Biomateriais no forma de scaffolds são aqueles que possuem
arcabouço tridimensional poroso, propriedades bioativas e biodegradáveis, que
servem de molde para a formação do novo tecido (LIU & MA, 2004). Eles
mimetizam os meios físicos e químicos do tecido saudável, para guiar a
migração, diferenciação e proliferação tecidual (VUNJAK-NOVAKOVIC &
KAPLAN, 2006; TAYLOR et al., 2009). Os scaffolds normalmente possuem
propriedades osteocondutivas, e raramente propriedades osteoindutivas ou
osteogênicas, além de possuírem a grande vantagem de servir de suporte
mecânico (BLOM, 2007).
Quando utilizados para regeneração do tecido ósseo estes
biomateriais podem ser classificados em dois tipos: arcabouços que induzem a
migração e o crescimento celular, provenientes de tecidos vizinhos, para a
formação de tecido ósseo; arcabouços carreadores de células osteogênicas
autógenas, que foram colonizadas em biorreatores e subsequentemente
reimplantadas no paciente (BURG et al., 2000; CHAN et al., 2009). Eles podem
ser de origem natural, como as cerâmicas, a exemplo do coral; sintéticos
bioabsorvíveis, como o PGLA (poli (ácido lático-co-glicólico), caprolactona
(CPL) e cerâmicas porosas; ou híbridas (AHSAN & NEREM, 2005;
HUTMACHER et al., 2007).
As propriedades mecânicas e de degradação estão diretamente
relacionadas ao material que compõe o scaffold. Dessa forma, as principais
interações biológicas, como adesão entre proteínas e peptídeos, adesão
celular, migração, proliferação e diferenciação, são funções primárias das
propriedades de superfície do material em questão (HUTMACHER et al., 2007).
A proliferação dos vasos sanguíneos é uma condição básica para o
crescimento tecidual. Além de fornecer nutrientes, a vascularização, irá
coordenar a atividade das células ósseas e sua migração para o sítio de
implantação (MASTROGIACOMO et al., 2006). Para facilitar o processo de
formação e migração de tecido vascular e de células progenitoras para o sítio
de implantação, novos biomateriais estão sendo confeccionados no intuito de
direcionar um comportamento e sinais celulares específicos (ANDERSON et
al., 2004). Para isso, pode-se adicionar à estrutura do biomaterial fatores de

21
crescimento que aumentem a sua efetividade, como o fator de crescimento
endotelial vascular ou a proteína óssea morfogênica, ou ainda, sequências
específicas de peptídeos (BURG et al., 2000; AHSAN & NEREM, 2005;
ABUKAWA et al., 2006).
Os biomateriais podem atuar, ainda, como sistemas de liberação de
fármacos através de um mecanismo funcional de sensibilidade a mínimos
estímulos do meio, como alteração na temperatura, força iônica e no pH local.
Dessa forma, alterações no pH levam a alterações conformacionais, fazendo
com que o biomaterial saia de um estado estável e passe para um estado ativo,
o que permite a liberação de fármacos para o meio (STAYTON et al., 2005).
A grande vantagem desta nova classe de biomateriais denominados
de biomateriais inteligentes é o de promover uma invasão capilar precoce,
manutenção da atividade celular e de fenótipo adequado, induzir a
diferenciação das células progenitoras em osteoblastos (ABUKAWA et al.,
2006). Desse modo, direcionam a adesão, migração e proliferação celular,
além de ser possível controlar a sua taxa de degradação, ao se alterarem suas
propriedades físicas e químicas (FURTH et al., 2007). Todas essas
características citadas são essenciais para uma regeneração óssea adequada,
porém essas vantagens podem ser perdidas caso o biomaterial não seja
implantado de forma correta (ANDERSON et al., 2004). Alguns fatores ainda
devem ser esclarecidos para que esses materiais revolucionem a prática
clínica, como o desenvolvimento de mecanismos que permitam a liberação de
fármacos a níveis terapêuticos (ABUKAWA et al., 2006). Outro fator está
relacionado ao sítio receptor, já que teoricamente estes mecanismos foram
desenvolvidos no intuito de se obter uma resposta máxima do hospedeiro.
Porém, se o sítio receptor não estiver saudável, seja por infecções ou por
sequelas de irradiação, as funções fisiológicas podem não funcionar
adequadamente e a regeneração óssea não ocorrer da maneira esperada
(CALVERT et al., 2003).

22
5 CONSIDERAÇOES FINAIS

Muitos estudos vêm sendo realizados com relação à diferenciação
das células osteoprogenitoras e principalmente suas interações com os
biomateriais. O desenvolvimento de um biomaterial ideal é essencial para uma
adequada estimulação e diferenciação de células ósseas. O meio em que os
biomateriais são implantados pode afetar a viabilidade dos tecidos a longo
prazo. Portanto, é necessário se concentrar em um ambiente que reúna as
condições necessárias para a manutenção do implante e consequente
sobrevivência das células.
O paradigma clássico da bioengenharia consiste na integração entre
biomaterial, células e fatores de crescimento. O primeiro fornece a base para
que as células depositem a matriz tecidual, enquanto os fatores de crescimento
direcionam as células para um fenótipo mais adequado. O desenvolvimento de
tecnologias

que

permitam

uma

correta

integração

entre

esses

três

componentes levaria a um resultado mais adequado do tratamento. Isso
permitiria a implantação de células de regeneração óssea sem a necessidade
de operações ou uma construção celular semelhante pode ser utilizada em
conjunto com técnicas de fixação convencional. Ambas as técnicas promovem
um leito viável de tecido, de modo que não há necrose tecidual e nem
formação de tecido cicatricial avascular. O controle mais preciso sobre este
processo poderia, ainda, levar a uma redução de custos e do trauma cirúrgico.
A isto se denomina medicina regenerativa.

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