INTRODUCERE

Biomaterialele sunt prin definiţie „orice substanţe sintetice (metale şi aliaje, materiale

ceramice, polimeri, materiale compozite, etc.) sau naturale (colagen, chitosan, celuloză)

capabile să interacţioneze cu sistemele biologice în scopul tratării, creşterii sau înlocuirii

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 biomaterialelor au apărut şi problemele legate de tipul şi designul

materialului folosit pentru implanturi, care au condus la pierderea prematură a funcţiilor

implantului din cauza deteriorărilor mecanice, coroziunii sau biocompatibilităţii insuficiente.

Biocompatibilitatea, biofuncţionalitatea şi îndeplinirea unui anumit rol, specific 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 sau deget, membre artificiale, inimă artificială, materiale înlocuitoare de artere, piele

artificială, lentile de contact, proteze dentare, etc. Câteva exemple sunt prezentate în figura 1.

Implantarea acestor materiale este cerută de pacienţi fie din motive medicale, 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

Fosfa ii de calciu sunt utiliza i de către corpul uman pentru a construi material osos, iar inț ț

cercetările cu aplica ii medicale se folosesc pentru a produce biomateriale necesare repara iilorț ț

osoase. Se cunoaste foarte bine faptul că biomaterialele de fosfa i de calciu ghidează sintezaț

osoasă si formează o legătură stransă cu noul os, fiind de aceea prin defini ie osteoconductive. Inț

afara proprietă ilor osteoconductive, s-a descoperit faptul că aceste biomateriale (doar cele careț

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

• Fosfa ii de calciu: fosfat tricalcic (TCP, prezent in formele cristalografice α si β), fosfatț

dicalcic (DCP), pirofosfatul de calciu.

Mineralul osos natural, descris ini ial ca hidroxiapatită, este compus din nanocristale sau,ț

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 aten ie particulară a fost acordată HA datorităț

bioactivită ii acesteia[13].ț

Metode de sinteză a hidroxiapatitei

O mare aten ie s-a acordat si se acordă incă hidroxiapatitei in sine. Desi HA sintetică areț

capacitatea de legare de os, viteza osteointegrării este relative scăzută. O metodă promi ătoare deț

producere de HA sintetică cu capacitate superioară de osteointegrare este aceea de incorporare in

structura acesteia de ioni care sunt prezen i in mod normal in materialul osos (cum sunt ioniiț

carbonat) [16]. Mai multe observa ii care includ non-stoechiometria acestor apatite si asociereaț

principalilor constituen i minori, magneziu si carbonat, au furnizat dovezi conform căroraț

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, ob inute caț

rezultat al procesului cu pulverizare cu plasmă. Mai mult, s-a afirmat chiar [16, 17] că nu există

lucrări publicate despre HA derivată din solu ie, care să fie monofazică, să con ină carbonat si săț ț

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 importan a maturării inț

scopul convertirii precursorilor de dietoxid de calciu [Ca(OEt)2] si trietil fosfit [P(OEt)3] in

cadrul unui proces sol-gel, pentru ob inerea de hidroxiapatită monofazică. S-a incercat apoi ideeaț

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

ob inerea de hidroxiapatită printr-un procedeu care nu a necesitat maturarea solului [20]. S-aț

aplicat cu succes tehnica RMN in scopul monitorizării reac iei in timpul perioadei de maturare,ț

ceea ce a furnizat caracteristicile de bază ale comportamentului precursorului alternativ de

fosfor. De asemenea s-a incercat abordarea aspectelor referitoare la mecanismul reac iei si laț

identificarea intermediarilor de reac ie pentru sistemele sol-gel P(OEt)ț 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 ob inerea de spume puternice si utile de ceramici macroporoase care auț

un poten ial ridicat de a inlocui esutul osos. Procesul duce la compusi noncitotoxici cu variateț ț

frac iuni de porozitate, duritate acceptabilă si pori deschisi sferici[21].ț

Rezisten a la fracturi a ceramicilor de HA prezintă valori mici in raport cu cerin eleț ț

clinice, de aceea numeroase studii s-au efectuat in scopul investigării durită ii materialelorț

ceramice. O metodă comună de a imbunătă i duritatea si trăinicia materialelor ceramice esteț

intărirea matricii ceramice prin adi ia de fibre scurte sau fulgi. In prezent, variate materialeț

precum SiC, C, Si3N4, Al2O3, ZrO2, si fibre metalice au fost aplicate in studiul ceramicilor HA

[23, 24]. Fulgii HA sau HA fibroasă au fost sintetiza i prin variate metode precum sintezaț

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 reac ii in fază solidă siț

in sisteme sol-gel arată o dependen ă sensibilă fa ă de condi iile de preparare, cristalinitatea lor siț ț ț

stabilitatea termică fiind nesatisfăcătoare. S-a prezentat faptul că forma cristalelor de HA tinde să

devină aciculară in condi ii hidrotermale; din păcate, este dificil să se ob ină un cristal careț ț

posedă o morfologie controlată. Fulgii HA sintetiza i prin tratament hidrotermal al β-TCP cu acidț

citric au o lungime de doar 20-30 μm si o grosime de 0.1-1 μm[23]. Precipitarea omogenă cu o

viteză de reac ie mică este o procedură relativ usoară de a ob ine particule uniforme de HA[23].ț ț

HA pură a fost ob inută [28] din fosfat de calciu tribazic si hidroxid de calciu, precursoriț

disponibili comercial. In urma reac iei solide a acestor precursori in anumite rapoarte molare siț

prin tratare termică conform unei scheme bine stabilite, se poate ob ine HA pură.ț

Park si colaboratorii [29] au preparat HA sub formă de fulgi prin hidroliza α-TCP in

condi ii controlate de pH. Pe măsură ce compozi ia chimică s-a apropiat de stoechiometrie si aț ț

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 interac iona cuț

esutul osos viu, formând legături puternice cu osul. Este frecvent utilizată pentru aplica iiț ț

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 func ie de stoechiometria sa [163]. Prezintăț

proprietă i mecanice slabe (in special rezisten ă la oboseală scăzută), ceea ce inseamnă că nu vaț ț

putea fi utilizată in formă compactă pentru aplica ii in care implantul este supus unor solicităriț

mecanice grele (de ex. articula ie pentru sold).ț

Acoperirile de hidroxiapatită sunt des utilizate pentru implanturile metalice (in special cele

de titan, aliaje de titan sau o el inox) cu scopul de a modifica proprietă ile de suprafa ă. Cele maiț ț ț

multe aplica ii ale acoperirilor de HA sunt pentru implanturi dentare endo-osoase si subperiostaleț

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 proprietă ile mecanice ale substratului de TiAlț 6V4 sau altor aliaje biocompatibile. Datorită

suprafe ei osteofile a hidroxiapatitei, sarcina mecanică ce ac ionează asupra implantului va fiț ț

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 aplica ii ortopedice si dentare. In general, se poate spune că implanturile s-auț

comportat bine. Insă in momentul in care au fost extrase din organism si separate de esutul ososț

adiacent s-a observat că interfa a dintre metal si hidroxiapatită cedează. Legătura dintre HA siț

esutul osos nou format este mult mai puternică decat legătura cu substratul metalic.ț

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 spa iilor libere din os [165- 168]; acestea aparț

cand por iuni din os au fost indepărtate ca urmare a unei boli (cancer osos) sau cand suntț

necesare alungiri ale osului (in cazul aplica iilor dentare). Umplutura osoasă va forma un scheletț

si va inlesni umplerea rapidă a porilor de către esutul osos natural in crestere [163].ț

Hidroxiapatita ca material de umplere reprezintă o alternativă la grefele osoase, devenind parte

componentă a structurii osului si micsorand timpul necesar vindecării esutului bolnav [162].ț

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: 9783-

527312993.

[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