INTRODUCERE
Biomaterialele sunt prin definiţie „orice substanţe sintetice (metale şi aliaje, materiale ceramic ceramice, e, polimer polimeri, i, materia materiale le compozi compozite, te, etc.) etc.) sau naturale naturale (colagen (colagen,, chitosan chitosan,, celuloz celuloză) ă) capabil capabilee să interacţ interacţione ioneze ze cu sistemel sistemelee biologi biologice ce în scopul scopul tratării tratării,, creşter creşterii ii sau înlocuir înlocuirii ii oricărui ţesut, organ sau funcţie a corpului”
[1]. Biomaterialele au o capacitate sporită de a se
integra şi de a fi tolerate de către organismul în care sunt implantate, fiind capabile să intre în contact cu fluidele biologice naturale şi cu ţesuturile umane fără a provoca reacţii adverse şi având foarte puţine efecte nedorite. Biomaterialele trebuie să aibă un grad ridicat de inerţie chimică [2]. Odată cu dezvoltarea dezvoltarea biomaterialel biomaterialelor or au apărut şi problemele problemele legate legate de tipul şi designul materi materialu alului lui folosi folositt pentru pentru implan implantur turi,i, care care au condus condus la pierde pierderea rea premat prematură ură a funcţi funcţiilo ilor r implantului din cauza deteriorărilor mecanice, coroziunii sau biocompatibilităţii insuficiente. Biocompatibi Biocompatibilitat litatea, ea, biofuncţion biofuncţionalitat alitatea ea şi îndeplinir îndeplinirea ea unui anumit rol, specific specific ţesutului ţesutului şi locaţiei în care va fi implantat materialul sunt factorii decisivi pentru utilizarea lor în dispozitive medicale şi implanturi [1-3]. Aplicatiile biomaterialelor
Iniţial, biomaterialele au fost utilizate pentru înlocuirea fizică a ţesuturilor dure sau moi, degradate sau distruse în urma unor procese patologice. Deşi ţesuturile şi structurile corpului uman funcţionează pentru perioade foarte mari de timp, acestea pot suferi diferite procese distructive precum fracturi, infecţii, cancer, care cauzează durere, desfigurare sau pierderea funcţiilor organismului. În aceste condiţii, ţesutul bolnav poate fi îndepărtat şi înlocuit cu un material sintetic adecvat [1-4]. Domeniile de aplicaţii ale biomaterialelor sunt vaste şi includ articulaţii pentru şold, genunchi genunchi sau deget, membre membre artificia artificiale, le, inimă inimă artificia artificială, lă, materiale materiale înlocuitoare înlocuitoare de artere, artere, piele artificială, lentile de contact, proteze dentare, etc. Câteva exemple sunt prezentate în figura 1. Implan Implantar tarea ea acesto acestorr materi materiale ale este este cerută cerută de pacien pacienţi ţi fie fie din motive motive medica medicale, le, cum ar fi înlocuirea unui ţesut bolnav pentru a prelungi speranţa de viaţă, fie din motive pur estetice, în cazul implantului de silicon pentru sâni [1-2].
Suturile sunt printre primele biomateriale utilizate clinic. În anii 50-60 s-au efectuat primele teste clinice ale materialelor înlocuitoare de vase sanguine şi s-au dezvoltat valvele artificiale pentru inimă şi articulaţii artificiale ale şoldului. Principalele domenii de aplicaţii ale biomaterialelor sunt ortopedia, chirurgia cardiovasculară, oftalmologia, stomatologia, materiale de sutură pentru vindecarea rănilor, sisteme cu eliberarea controlată a medicamentelor.
Figura 1. Aplicaţiile biomaterialelor [1-4] Clasificarea biomaterialelor
Biomaterialele pot fi împărţite în mai multe categorii în funcţie de diferite criterii. Clasificarea biomaterialelor în funcţie de structura chimică.
Biomaterialele pot fi metalice, ceramice, polimerice sau compozite.
Biomaterialele metalice
sunt folosite pentru aplicaţii în care implantul este supus unor
solicitări mecanice importante şi trebuie să aibă o rezistenţă mărită la oboseală pentru a face faţă activităţilor zilnice la care este supus: mers, mestecat, etc. Biomaterialele ceramice
sunt utilizate în general pentru duritatea lor şi rezistenţa
ridicată la uzură în aplicaţii precum suprafeţe de articulaţie pentru şold sau dinte dar şi pentru proprietăţi de iniţiatori de refacere osoasă, ca suprafeţe de legare cu osul în implanturi. Biomaterialele polimerice
se folosesc datorită stabilităţii şi elasticităţii lor pentru
tendoane şi ligamente, fiind utilizate de asemenea în suprafeţe de articulaţie cu frecare scăzută datorită proprietăţilor antifricţiune şi anticoagulante. Unele biomateriale polimerice se utilizează în ultimul timp pentru proprietăţile lor biodegradabile şi bioresorbabile. Biomaterialele compozite (metaloceramice, polimerceramice, metalopolimerice, ceramicceramice) se utilizează datorită combinaţiilor neobişnuite de rezistenţă mecanică, duritate, greutate, stabilitate la temperaturi înalte şi la coroziune sau conductivitate termică şi electrică [1-4]. În tabelul 1 sunt prezentate câteva exemple de biomateriale şi aplicaţiile acestora. Tabelul 1. Tipuri de biomateriale şi principalele lor aplicaţii [1-4]
Clasificarea biomaterialelor în funcţie de generaţia din care fac parte
Progresele tehnologiilor de fabricaţie a biomaterialelor au condus la perfecţionarea şi îmbunatăţirea permanentă a caracteristicilor acestora. La ora actuală, există trei generaţii de biomateriale ale căror proprietăţi diferă conducând la aplicaţii diferite.
Prima generaţie de biomateriale
pentru ţesuturile umane s-a dezvoltat în anii 1960 –
1970 şi a inclus în principal metale, aliaje şi materiale pe bază de poliester [4, 5]. La începutul anilor ”70, biomaterialele erau folosite doar pentru a înlocui ţesutul osos distrus, fiind inerte din punct de vedere biologic [2]. Descoperirea faptului că celulele şi ţesuturile din organismul viu îndeplinesc roluri esenţiale în metabolism, pe lângă numeroase alte funcţii, a evidenţiat limitările biomaterialelor bioinerte ca materiale înlocuitoare de ţesut. [4]. La mijlocul anilor ”80, s-a dezvoltat cea de-a doua generaţie de biomateriale, cunoscută sub numele de „clasa materialelor medicale” care utilizează materiale netoxice acceptate uşor de pacienţi sub forma implanturilor ortopedice şi dentare [5]. Materialele din această generaţie includ sticle bioactive, materiale ceramice, vitroceramice şi compozite, polimeri bioresorbabili. În timp ce a doua generaţie de biomateriale a fost concepută să fie resorbabilă sau bioactivă, abordările terapeutice avansate urmăresc combinarea celor două proprietăţi pentru dezvoltarea unor implanturi care să inducă o modalitate de vindecare de tip regenerativ. Cu alte cuvinte, noile implanturi vor contribui la autovindecarea organismului uman [4]. În cazul biomaterialelor din generaţia a treia (biomateriale biologice cu aplicaţii în terapia celulară), aspectele biologice sunt primordiale. În această etapă se face trecerea de la materiale de înlocuire a ţesutului la ingineria ţesuturilor [5]. A treia generaţie de biomateriale , aflată încă în etapa de cercetare, este axată pe materiale
hibride care asociază materialele inerte cu cele vii, create prin ingineria ţesuturilor (exemplu, culturi de celule din piele). De asemenea, biomaterialele de generaţia a treia implică polimeri resorbabili, obţinuţi la nivel molecular, care determină răspunsuri celulare specifice şi pot fi utilizaţi ca matrice în ingineria ţesuturilor. Aceste biomateriale „inteligente” sunt astfel fabricate încât să reacţioneze la schimbările din imediata vecinătate şi să stimuleze răspunsurile celulare specifice la nivel molecular. Noile generaţii de polimeri sintetici îşi pot schimba conformaţia moleculară ca răspuns la schimbările de temperatură, pH, stimuli electrici sau stare energetică [4]. Biomaterialele de generaţia a treia vor sta la baza refacerii şi regenerării in situ a ţesuturilor, minimizând considerabil chirurgia invazivă. Cele trei generaţii de biomateriale sunt reprezentate schematic în tabelul 2. Progresele recente în domeniul strategiilor terapeutice referitoare la ingineria ţesuturilor includ utilizarea celulelor stem adulte ca sursă de celule regenerative şi a moleculelor indicatoare de celule ca sursă de mesageri de regenerare moleculară.
Tabelul 2. Generaţii de biomateriale.Proprietăţi şi aplicaţii [4]
MATERIALE BIOCOMPATIBILE/HIDROXIAPATITA
Fosfații de calciu sunt utilizați de către corpul uman pentru a construi material osos, iar in cercetările cu aplicaț ii medicale se folosesc pentru a produce biomateriale necesare reparaț iilor osoase. Se cunoaste foarte bine faptul că biomaterialele de fosfaț i de calciu ghidează sinteza osoasă si formează o legătură stransă cu noul os, fiind de aceea prin definiț ie osteoconductive. In afara proprietăților osteoconductive, s-a descoperit faptul că aceste biomateriale (doar cele care posedă anumite caracteristici fizico-chimice) induc formarea osoasă in situri neosoase si de aceea sunt considerate osteoinductive [9]. Materialele ceramice de bază utilizate ca materiale pentru substitute osoase sunt: •
Hidroxiapatita (HA), cu formula Ca10(PO4)6(OH)2
•
Hidroxiapatita deficientă in calciu (CDHA) cu formula Ca10-x(PO4)6-x(HPO4)x(OH)2-x, 0≤x≤1
•
Fosfații de calciu: fosfat tricalcic (TCP, prezent in formele cristalografice α si β), fosfat dicalcic (DCP), pirofosfatul de calciu.
Mineralul osos natural, descris inițial ca hidroxiapatită, este compus din nanocristale sau, mai precis, nano-discuri. Acum este acceptat faptul că apatita osoasă poate fi descrisă mai bine drept carbonathidroxiapatită (CHA)[12], si aproximată prin formula (Ca, Mg, Na)10(PO4, CO3)6(OH)2.Materialele ceramice bioactive au fost larg utilizate ca substitute osoase pentru mai multe decade. Dintre aceste bioceramici, o atenț ie particulară a fost acordată HA datorită bioactivită ții acesteia[13].
Metode de sinteză a hidroxiapatitei
O mare atenție s-a acordat si se acordă incă hidroxiapatitei in sine. Desi HA sintetică are capacitatea de legare de os, viteza osteointegrării este relative scăzută. O metodă promiț ătoare de producere de HA sintetică cu capacitate superioară de osteointegrare este aceea de incorporare in structura acesteia de ioni care sunt prezenț i in mod normal in materialul osos (cum sunt ionii carbonat) [16]. Mai multe observaț ii care includ non-stoechiometria acestor apatite si asocierea principalilor constituenț i minori, magneziu si carbonat, au furnizat dovezi conform cărora apatitele biologice nu sunt HA pură si ar trebui considerate drept carbonatoapatite[17]. Ben-Nissan si colab.[16, 18] s-au ocupat de comportarea termică, in particular cinetica descompunerii precursorului de HA sol-gel derivat, pentru mai multe viteze de incălzire. Rezultatele arată faptul că HA are o energie de activare de două ori mai mică pentru procesul de cristalizare sol-gel, comparative cu cristalizarea din faze amorfe de fosfat de calciu, obț inute ca rezultat al procesului cu pulverizare cu plasmă. Mai mult, s-a afirmat chiar [16, 17] că nu există lucrări publicate despre HA derivată din soluț ie, care să fie monofazică, să conț ină carbonat si să aibe o morfologie a cristalelor sub formă de discuri. S-a observat, la formarea cristalelor sub formă de discuri, faptul că morfologia cristalelor se datorează atat precursorului, dar mai ales procesului de descompunere termică. Ben-Nissan si colab. [19] au prezentat necesitatea si au accentuat importanț a maturării in scopul convertirii precursorilor de dietoxid de calciu [Ca(OEt)2] si trietil fosfit [P(OEt) 3] in cadrul unui proces sol-gel, pentru obț inerea de hidroxiapatită monofazică. S-a incercat apoi ideea unui precursor alternativ de fosfor care nu necesită o perioadă de maturare de 24 de ore. S-a incercat utilizarea de dietilfosfit [HOP(OEt)2] ca precursor alternativ, cale care a permis obținerea de hidroxiapatită printr-un procedeu care nu a necesitat maturarea solului [20]. S-a aplicat cu succes tehnica RMN in scopul monitorizării reacț iei in timpul perioadei de maturare, ceea ce a furnizat caracteristicile de bază ale comportamentului precursorului alternativ de fosfor. De asemenea s-a incercat abordarea aspectelor referitoare la mecanismul reacț iei si la identificarea intermediarilor de reacție pentru sistemele sol-gel P(OEt)3 si HOP(OEt)2. P. Sepulveda si colab. [21] s-au ocupat de evaluarea in vivo a spumelor de hidroxiapatită. Corpurile macroporoase de HA biomedicală avand 85-90% porozitate au fost produse prin spumarea suspensiilor ceramice si intărire pe suporturi de gel [21, 22]. Pentru consolidarea
matricilor s-a utilizat sinterizarea la 1350oC pentru 2 ore. Metoda spumelor cu suport de gel se arată a fi potrivită pentru obținerea de spume puternice si utile de ceramici macroporoase care au un potențial ridicat de a inlocui ț esutul osos. Procesul duce la compusi noncitotoxici cu variate fracțiuni de porozitate, duritate acceptabilă si pori deschisi sferici[21]. Rezistența la fracturi a ceramicilor de HA prezintă valori mici in raport cu cerinț ele clinice, de aceea numeroase studii s-au efectuat in scopul investigării durităț ii materialelor ceramice. O metodă comună de a imbunătăț i duritatea si trăinicia materialelor ceramice este intărirea matricii ceramice prin adiția de fibre scurte sau fulgi. In prezent, variate materiale precum SiC, C, Si3 N4, Al2O3, ZrO2, si fibre metalice au fost aplicate in studiul ceramicilor HA [23, 24]. Fulgii HA sau HA fibroasă au fost sintetizaț i prin variate metode precum sinteza hidrotermală, precipitare omogenă, sinteză in fază solidă la temperaturi mari si crestere in sisteme sol-gel [23, 25, 26, 27]. Dar, acesti fulgi sau fibre preparate prin reacț ii in fază solidă si in sisteme sol-gel arată o dependenț ă sensibilă faț ă de condiț iile de preparare, cristalinitatea lor si stabilitatea termică fiind nesatisfăcătoare. S-a prezentat faptul că forma cristalelor de HA tinde să devină aciculară in condiț ii hidrotermale; din păcate, este dificil să se obț ină un cristal care posedă o morfologie controlată. Fulgii HA sintetizaț i prin tratament hidrotermal al β-TCP cu acid citric au o lungime de doar 20-30 μm si o grosime de 0.1-1 μm[23]. Precipitarea omogenă cu o viteză de reacție mică este o procedură relativ usoară de a obț ine particule uniforme de HA[23]. HA pură a fost obținută [28] din fosfat de calciu tribazic si hidroxid de calciu, precursori disponibili comercial. In urma reacț iei solide a acestor precursori in anumite rapoarte molare si prin tratare termică conform unei scheme bine stabilite, se poate obț ine HA pură. Park si colaboratorii [29] au preparat HA sub formă de fulgi prin hidroliza α-TCP in condiții controlate de pH. Pe măsură ce compoziț ia chimică s-a apropiat de stoechiometrie si a devenit o structură aglomerată mergand pană la o ceramică densă, stabilitatea termică a HA sintetică a crescut, iar particulele devenite elipsoidale au prezentat stabilitate termică mai mare decat cele sub formă de fulgi.
Metode de caracterizare
În funcţie de informaţia pe care o furnizează, aceste metode pot fi grupate astfel: Metode de analiză a compoziţiei chimice şi de fază
•
metode chimice clasice (volumetria, gravimetria);
•
metode de caracterizare microstructurală: analiza prin difracţie de neutroni, difracţia de raze X – DRX, emisia de raze X (fluorescenţa razelor X – XRF), analiza extinsă cu raze X, structură fină – EXAFS;
•
metode termice de analiză (analiză termică diferenţială, termogravimetrie);
•
metode optice de analiză: spectroscopia de absorbţie în infraroşu – IR, spectroscopia Raman, spectroscopia de absorbţie în vizibil şi ultraviolet – UVVIS, spectroscopia de absorbţie atomică – AAS, fotoluminescenţa, chemiluminescenţa, spectroscopia de emisie optică în plasmă cuplată inductiv – ICP, spectroscopia Moessbauer;
•
metode magnetice (rezonanţa magnetică nucleară – RMN, rezonanţa electronică de spin – RES).
Metode de analiză a topografiei suprafeţei şi morfologiei particulelor
•
microscopia optică – MO;
•
microscopia electronică de baleiaj – SEM;
•
microscopia electronică de transmisie – TEM;
•
microscopia electronică de transmisie şi baleiaj – STEM;
•
microscopia acustică de baleiaj – SAM;
•
imagistică de rezonanţă magnetică – MRI;
•
microscopie de raze X – XM.
Metode de microanaliză a suprafeţei
•
microscopie cu efect tunel – STM;
•
microscopia de forŃă atomică – AFM;
•
spectroscopie fotoelectronică de raze X XPS, ESCA;
•
spectroscopia electronică Auger – AES;
•
spectroscopia de masă cu ioni secundari – SIMS;
•
spectroscopia fotoelectronică în ultraviolet – UPS.
Metode de microanaliză electronică
•
spectroscopie de raze X dispersivă în energie – EDXS;
•
spectroscopia electronică cu pierderea energiei –EELS[1-3].
Aplicatiile hidroxiapatitei
Cea mai interesantă proprietate a acestei ceramic este capacitatea de a interacț iona cu țesutul
osos viu, formând legături puternice cu osul. Este frecvent utilizată pentru aplicaț ii
ortopedice, dentare si maxilofaciale, fie ca material de acoperire pentru implanturile metalice, fie ca material de umplere osoasă [162]. Materialul prezintă insă si cateva dezavantaje. HA nu este stabilă termic, descompunându-se la 800-12000C in funcție de stoechiometria sa [163]. Prezintă proprietăți mecanice slabe (in special rezistenț ă la oboseală scăzută), ceea ce inseamnă că nu va putea fi utilizată in formă compactă pentru aplicaț ii in care implantul este supus unor solicitări mecanice grele (de ex. articulaț ie pentru sold). Acoperirile de hidroxiapatită sunt des utilizate pentru implanturile metalice (in special cele de titan, aliaje de titan sau oț el inox) cu scopul de a modifica proprietăț ile de suprafaț ă. Cele mai multe aplicații ale acoperirilor de HA sunt pentru implanturi dentare endo-osoase si subperiostale si pentru dispozitive ortopedice [164]. Prin acoperirea cu un strat de hidroxiapatită, implantul beneficiază atat de biocompatibilitate si capacitatea de a forma legături chimice cu osul viu cat si de proprietățile mecanice ale substratului de TiAl6V4 sau altor aliaje biocompatibile. Datorită suprafeței osteofile a hidroxiapatitei, sarcina mecanică ce acț ionează asupra implantului va fi transferată scheletului osos ajutand la combaterea atrofierii oaselor [163]. Implanturile metalice acoperite cu hidroxiapatită prin pulverizare in plasmă au fost des utilizate in ultimii douăzeci de ani, existand companii specializate in producerea unor astfel de dispozitive pentru aplicaț ii ortopedice si dentare. In general, se poate spune că implanturile s-au comportat bine. Insă in momentul in care au fost extrase din organism si separate de ț esutul osos adiacent s-a observat că interfaț a dintre metal si hidroxiapatită cedează. Legătura dintre HA si țesutul
osos nou format este mult mai puternică decat legătura cu substratul metalic.
Hidroxiapatita ca material de umplere osoasă
Hidroxiapatita in diverse forme precum pulbere, blocuri poroase sau perle poate fi utilizată pentru umplerea defectelor osoase si a spaț iilor libere din os [165- 168]; acestea apar cand porțiuni din os au fost indepărtate ca urmare a unei boli (cancer osos) sau cand sunt necesare alungiri ale osului (in cazul aplicaț iilor dentare). Umplutura osoasă va forma un schelet si va inlesni umplerea rapidă a porilor de către ț esutul osos natural in crestere [163]. Hidroxiapatita ca material de umplere reprezintă o alternativă la grefele osoase, devenind parte componentă a structurii osului si micsorand timpul necesar vindecării ț esutului bolnav [162].
BIBLIOGRAFIE
[1]
T.R. Malow, C.C. Koch, Acta Mater. 45 (1997) 2177.
[2]
Hybrid Materials. Synthesis, Characterization, and Applications. Edited by Guido
Kickelbick; Copyright © 2007 WileyVCH Verlag GmbH & Co. KGaA, Weinheim; ISBN: 9783527312993. [3]
P. Keblinski, D. Wolf, F. Cleri, S.R. Phillpot, H. Gleiter, MRS Bull. (1998) 36.
[4]
P. Keblinski, S.R. Phillpot, D. Wolf, H. Gleiter, Acta Mater. 45 (1997) 987.
[5]
Springer Handbook of Nanotechnology, Edited by: Bhushan, Bharat, 2004.
[6] Visan, T., Branzoi, I. V., Demetrescu, I., Totir, N., Popescu, B., Anicăi, L., Lingvay, I., Sima, M., Buda, M., Ibris, N., Electrochimie si coroziune pentru doctoranzii ELCOR, Printech Bucuresti 2002, vol I, cap 5 Comportarea electrochimică a biomaterialelor metalice utilizate în implanturi, pg.149-220
