BR102021010041A2 - Método de preparação de cimento para reparo ósseo incorporado com nanopartículas de hidroxiapatita enriquecida com estrôncio, composição do cimento para reparo ósseo e seu uso - Google Patents

Abstract

A presente invenção se caracteriza por desenvolver um método de preparação de cimento para reparo ósseo incorporado com nanopartículas de hidroxiapatita enriquecida com estrôncio que compreende PMMA em conjunto com agentes iniciadores, ativantes, radiopacos e estabilizantes, utilizando ainda agentes porogênicos (Bicarbonato de sódio e ácido cítrico) de modo a promover a formação de um cimento com composição tal que permite uma alta atividade de osteoindução devido à incorporação da nanopartícula e devido também à localização destas nas superfícies dos poros e sua influência na distribuição e interconectividade dos mesmo, favorecendo a biodisponibilidade de estrôncio no meio em que é aplicada, o que consequentemente estimula a formação de uma camada de apatita na interface do material com o tecido hospedeiro e pode conduzir a ligação química direta entre o cimento e o osso, configurando seu uso no reparo dos mais diversos tecidos ósseos humanos. Adicionalmente, a redução da resistência e incremento da elasticidade do cimento proporcionada pelo aumento do tamanho e número dos poros tem um efeito osteoindutor adicional por conferir resistência mecânica suficiente para evitar fraturas ao mesmo tempo que permite a deformação controlada do tecido ósseo. A soma dos efeitos químicos do estrôncio e mecânicos da porosidade potencializam a osteoindução.

Description

MÉTODO DE PREPARAÇÃO DE CIMENTO PARA REPARO ÓSSEO INCORPORADO COM NANOPARTÍCULAS DE HIDROXIAPATITA ENRIQUECIDA COM ESTRÔNCIO, COMPOSIÇÃO DO CIMENTO PARA REPARO ÓSSEO E SEU USO Campo da invenção:

[001] A presente invenção se insere no campo das preparações para finalidades médicas, especificamente na preparação de materiais para reparo ósseo, mais especificamente referente ao uso de nanoparticulas com efeitos osteoindutivo incrementado, em cimentos porosos para reparo ósseo para uso em cirurgia ortopédica e crânio-maxilo-facial.

Fundamentos da invenção:

[002] Diversos fatores podem levar a defeitos no tecido ósseo, como traumatismos, infecções, deformidades congênitas e variadas afecções do esqueleto inclusive neoplasias. Ao longo das últimas décadas, substitutos ósseos têm sido desenvolvidos para correção de tais defeitos e muitos métodos foram propostos para melhorar a neoformação óssea. Estes biomateriais têm como objetivo a substituição completa ou parcial do tecido ósseo e recuperação da capacidade de sustentação e movimentação (CIMATTI et al., 2015 OLIVEIRA et al., 2010).

[003] Os biomateriais são usados na área biomédica principalmente para a substituição de tecidos vivos e recuperação da função. De forma geral, demanda-se que os biomateriais sejam biocompativeis e atóxicos. No caso dos substitutos ósseos devem possuir caracteristicas favoráveis como resistência mecânica e elasticidade semelhantes ao osso a ser substituído (cortical ou esponjoso), estrutura física que permita a invasão óssea (osteocondução), componentes que promovam a formação de osso novo (osteoindução) e estabilidade química e biológica (OLIVEIRA et al., 2010).

[004] Considerando a situação de preenchimento de falhas ósseas irregulares e não programadas, como ocorre principalmente nos casos de infecções e neoplasias, é desejável que o substituto ósseo seja facilmente moldável no ambiente cirúrgico, esteja disponível em grande quantidade, tenha tempos de pega e cura definidos e relativamente curtos, se adaptem ao defeito preenchido, permitam inicio rápido da reabilitação e suporte de carga sobre o membro operado, permitam a identificação radiológica de complicações (como recidivas) e não interfiram em procedimentos futuros como substituição protética do segmento ósseo operado.

[005] Neste âmbito, o Polimetilmetacrilato (PMMA) ou cimento ósseo acrílico tem sido amplamente utilizado como material de preenchimento por ser de fácil manipulação e modelagem (CAMPANA, V. et al., 2014).

[006] No inicio do século XX, o metilmetacrilato (MMA) pôde ser sintetizado em larga escala para a formulação de dentaduras no ano de 1935. Ao unir o polímero do MMA em pó com um monômero líquido, a companhia Kulzer em 1936 percebeu que a massa resultante poderia ser manipulada (BREUSCH, MALCHAU, 2 00 6; KÜHN, 2 000) . O novo composto resultante de um processo de reação química exotérmica foi denominado de PMMA (MENDES, 2006) . Assim, em 1938, o PMMA teve seu primeiro uso clínico para fechar defeitos craniais em macacos (BREUSCH; MALCHAU, 2005; KÜHN, 2000) e a partir de 1943, o PMMA começou a ser utilizado no preenchimento e fixação em cirurgias ortopédicas (KÜHN, 2000).

[007] Posteriormente, foi estabelecido um protocolo para a produção química de cimentos ósseos de ΡΜΜΆ (ASTM, 1978; DICKSON; BRAUER, 1975), válido até os dias de hoje, de forma que diversas companhias como a CMW (Indiana, USA), a Palacos R (Wehrheim, Germany) e a Simplex P (Delhi, India) puderam desenvolver independentemente suas fórmulas. Tais diferenças fazem com que, apesar de possuírem a mesma base química, os cimentos presentes no mercado difiram consideravelmente nas propriedades físicas e mecânicas (MENDES, 2006).

[008] Estudos nas décadas de 50 e 60 constataram a biocompatibilidade de implantes de PMMA (HENRICHSEN; JANSEN; KROGH-POULSEN, 1952; WILTSE; HALL; STENEHJEM, 1957) e, finalmente, em 1958, John Charnley consolidou o uso do chamado "cimento ósseo de base acrílica" na cirurgia ortopédica (CHARNLEY, 1970). A divulgação de resultados positivos expôs um novo panorama de possibilidades para a pesquisa ortopédica, levando a um aumento significativo do interesse clínico no material (KÜHN, 2000; MENDES, 2006; VAISHYA; CHAUHAN; VAISH, 2 013) .

[009] Em 1978, a ASTM publicou a norma F-451-76 Standard Specifications for Acrylic Bone Cements. Ο protocolo ISO 5833/2 foi adotado no Brasil pela Associação Brasileira de Normas Técnicas - ABNT NRB ISO 5833 (Implantes para cirurgia - Cimentos de resina acrílica) (MENDES, 2006). A principal indicação de uso do cimento de PMMA é a fixação de implantes metálicos como próteses articulares. Em contrapartida, o uso no preenchimento de falhas ósseas é menos frequente e relacionado com algumas complicações como soltura do bloco de cimento e surgimento de artrose nos casos de falhas muito próximas à articulação, incitando a busca pelo desenvolvimento de substitutos mais eficazes mecânica e biologicamente.

[0010] Os substitutos ósseos sintéticos podem ser produzidos a partir de diversas matérias primas além do PMMA. Essas matérias primas são usualmente classificadas em cerâmicas (cimentos de fosfato de cálcio, cerâmicas de beta tricálcio fosfato - β-ΤCΡ, Fosfato de Cálcio Bifásico), vidros bioativos (compostos de silica), metais (titânio e tântalo) e resinas (ácido polilático - PLA) e policaprolactona - PCL) (BOW; ANDERSON; DHAR, 2019; FERNANDEZ DE GRADO et al., 2018).

[0011] Com exceção dos metais, todos estes materiais podem ser produzidos na forma de cimento moldável no centro cirúrgico, porém com diferentes graus de maleabilidade e diferentes características mecânicas e de osteointegração. A principal razão para o desenvolvimento destes materiais alternativos se pauta principalmente no mecanismo de osteointegração ou possível substituição progressiva desse material por osso neoformado.

[0012] Os blocos sólidos de cimento ósseo acrílico impedem a penetração de tecido ósseo e vascular e, por conseguinte, não promovem a osteointegração, definida como a interdigitação entre o tecido ósseo e o substituto ósseo (CIMATTI, 2012). A partir desta observação surgiu a necessidade de formação de poros nos cimentos com características favoráveis para o preenchimento de falhas ósseas: (a) interconectividade de poros para permitir a invasão óssea e consequente osteointegração; (b) diminuição da resistência mecânica e aumento da elasticidade aproximando as características mecânicas às do osso esponjoso; (c) diminuição da temperatura máxima durante a cura do cimento reduzindo a necrose tecidual dos tecidos adjacentes.

[0013] Existem diversas formulações porosas para as cerâmicas, vidros bioativos e resinas. As formas de conferir porosidade a estes materiais são principalmente por meio de uma mistura com géis hidrossolúveis ou uma mistura com substâncias gasosas, como peróxido de hidrogênio, ou uma mistura com elementos efervescentes (AGARWAL; GARCIA, 2015; ARJUN; RAMESH, 2012; SHI et al., 2010).

[0014] Uma característica que pode ser incluída aos cimentos ósseos é a possibilidade de liberação de drogas anti-inflamatórias, antibióticas, antitumorais e osteoindutoras. No que tange as drogas osteoindutoras, é atribuída a característica de induzir a diferenciação, multiplicação e ativação de osteoblastos para a produção de osso neoformado. Dentre as referidas drogas, destacam-se a hidroxiapatita (HA) , proteínas morfogenéticas ósseas (BMPs), plasma rico em plaquetas (PRP), fator de crescimento insulina símile (IGF), fator de transformação do crescimento (TGF), fator de crescimento fibroblástico (FGF) e o estrôncio (LAM et al., 2011; LAMBERG et al., 2009; LI et al., 2000; WANG; YEUNG, 2017; WANG et al., 2015).

Estado da técnica

[0015] Alguns documentos do estado da técnica tentam associar a maleabilidade, a porosidade e a osteoindução em um único material para atuação como cimento ósseo, no entanto, uma dessas propriedades geralmente acaba ficando em desvantagem, ocasionando problemas de performance e aplicação.

[0016] A tese "Osteointegração de cimento macroporoso à base de polimetilmetacrilato utilizado na reparação de defeitos ósseos metafisários" de Cimatti, B. (2016) revela um cimento ósseo com algumas propriedades similares em relação à presente invenção, principalmente por fazer uso de compostos efervescentes, como o ácido cítrico e bicarbonato de sódio, possibilitando maior porosidade assim como maior osteointegração do cimento ósseo obtido. A referida tese, empregou PMMA comercial e faz uso de proporções similares de ácido cítrico e bicarbonato de sódio para formação de porosidade sem, no entanto, misturar componentes osteoindutores adicionais, como as nanopartículas de hidroxiapatita contendo estrôncio.

[0017] A diferença crucial, ocasionada pela adição das nanopartículas de hidroxiapatita contendo estrôncio, em um cimento à base de PMMA similar ao revelado pela referida tese, se deu por um efeito técnico inesperado da adição das nanopartículas comparando-se com um grupo controle somente sem as nanopartículas. Ou seja, a referida adição permitiu a obtenção de uma estrutura com maior distribuição de tamanho e maior interconectividade de poros, sendo essa uma característica essencial tanto para as propriedades mecânicas (resistência e elasticidade) quanto para provimento de uma melhor penetração de células aptas a formarem a matriz mineralizada óssea (i.e. osteoblastos) , facilitando a osteointegração e permeando toda estrutura tridimensional do material.

[0018] Além disso, dados comprovam uma maior reatividade do cimento após adição das nanopartículas, provavelmente atrelada à localização concentrada destas partículas de estrôncio nas superfícies dos poros, favorecendo a sua biodisponibilidade no meio em que é aplicado, como pode ser verificado por meio de imagens coletadas por microscopia eletrônica de varredura (MEV).

[0019] BR102016026022-1 revela um método de formulação de nanohidroxiapatita com estrôncio visando sua incorporação em material resinoso odontolôgico, contendo estrôncio em proporções superiores a 10 mol%, preferencialmente 100 mol%, para qual as propriedades do cimento ósseo obtido são favorecidas em função da biocompatibilidade do estrôncio, compreendendo etapas de preparação similares a da presente invenção, porém com tratamento térmico mais brando (hidrotérmico) a 150°C por 5 horas.

[0020] 0 método de BR102016026022-1 compreende essencialmente a mistura de uma solução aquosa Sr(NO3)2 e ácido fosfórico (H3PO4), adição de NH4OH sob agitação e ajustando o pH até 9,0 (básico), seguida de agitação por mais duas horas, e, assim, o precipitado é lavado com água destilada e filtrado a vácuo. Por fim, dispersa-se o pó obtido em uma solução de NH4CI e a suspensão é armazenada em autoclave de Teflon com camisa de aço inox para execução do tratamento hidrotérmico.

[0021] Em contrapartida, a presente invenção realiza um tratamento térmico mais agressivo, preferencialmente, a 600°C por 8h e os seus efeitos na estrutura cristalina ficam evidentes por meio dos dados de difração de raios-X, de modo a evidenciar a maior cristalinidade após o tratamento térmico, sendo que, a referida cristalinidade está atrelada significativamente a dosagem de estrôncio liberado pelas nanoparticulas em função do tempo.

[0022] No que tange à aplicação das nanoparticulas em materiais resinosos, o documento BR102016026022-1 é totalmente silencioso sobre as condições e sobre os tipos de materiais em que as nanoparticulas poderiam ser aplicadas, sem nenhum dado ou evidência de que a porosidade, por exemplo, seria uma propriedade importante a ser controlada.

[0023] CN101530635 revela um material bioativo para cimento ósseo compreendendo uma composição de dois componentes, um sólido e um liquido, sendo o componente sólido ΡΜΜΆ e hidroxiapatita de estrôncio. 0 material desenvolvido se propõe a reparar defeitos ósseos tais como os de cirurgia craniomaxilofacial em função da suposta maior osteocondução e aceleração da cura do defeito ósseo.

[0024] CN101934097 revela um cimento ósseo injetável composto de 10-30% em peso de hidroxiapatita contendo estrôncio e 70-90% em peso de PMMA ou PMMA-copolímero de estireno, assim como seu método de preparação. O cimento obtido é tido como tendo boas propriedades biomecânicas e biocompatibilidade.

[0025] O método de preparo da hidroxiapatita contendo estrôncio detalha que uma solução de ácido fosfórico é misturada com uma solução aquosa de hidróxido de cálcio e hidróxido de estrôncio, ã temperatura ambiente. A suspensão obtida é então filtrada, seca (100-120°C) e calcinada (700-900°C). Posteriormente, a mistura é pulverizada e PMMA e/ou PMMA-copolímero de estireno, catalisador peróxido de benzoíla e sulfato de bário são adicionados.

[0026] Os pedidos de patente CN101530635 e CN101934097 não utilizam agentes porogênicos e nem outro método para promover a formação de poros interconectados, de modo que não está claro se tal propriedade do material foi controlada, o que pode afetar drasticamente a formação e integração de osso neoformado, mesmo utilizando estrôncio na composição.

[0027] US2012195848 revela uma composição de cimento ósseo contendo um componente em forma de pó e um componente liquido, assim como seu método de preparo. O componente em forma de pó inclui sais de estrôncio, um polímero e um iniciador, enquanto o componente liquido inclui monômeros reativos e um acelerador de polimerização. ΡΜΜΆ está entre os materiais poliméricos que podem ser utilizados, assim como o peróxido de benzoíla se caracteriza como um iniciador da polimerização e hidroxiapatita substituída com estrôncio como um componente em forma de pó. O componente em forma de pó é também caracterizado por possuir poros.

[0028] No pedido de patente americano supracitado, há de se evidenciar o momento que os poros são criados na estrutura, que é somente após a liberação das partículas contendo estrôncio, o que acaba deixando vacâncias apenas na superfície da estrutura, sem interconexão entre os poros. Além disso, o estrôncio foi incluído em forma de sulfato e carbonato, sendo distinto de uma inclusão de 1% de nanohidroxiapatita contendo estrôncio com teores variando de 10% a 100%.

[0029] Em suma, a adição de 1% de nanohidroxiapatita enriquecida com estrôncio na composição do material ocasionando efeitos estruturais, o uso de condições específicas de tratamento térmico no método de preparação para aumento de cristalinidade sem perda de outras propriedades, e a possibilidade de variação de estrôncio para personalizar o uso do material em lesões especificas, trazem características técnicas inesperadas e relevantes para que os problemas de associação adequada, de maleabilidade, porosidade e osteoindução fossem resolvidos na presente invenção.

Breve descrição da invenção:

[0030] A presente invenção se caracteriza por desenvolver um método de preparação de cimento para reparo ósseo incorporado com nanopartícuias de hidroxiapatita enriquecida com estrôncio que compreende PMMA em conjunto com agentes iniciadores, ativantes, radiopacos e estabilizantes, utilizando ainda agentes porogênicos (Bicarbonato de sódio e ácido cítrico), de modo a promover a formação de um cimento com composição tal que permite uma alta atividade de osteoindução devido à incorporação da nanopartícula e devido também à localização destas nas superfícies dos poros e sua influência na distribuição e interconectividade dos mesmos, favorecendo a biodisponibilidade de estrôncio no meio em que é aplicada, o que consequentemente estimula a formação de uma camada de apatita na interface do material com o tecido hospedeiro e pode conduzir a ligação química direta entre o cimento e o osso, configurando seu uso no reparo dos mais diversos tecidos ósseos humanos. Adicionalmente, a redução da resistência e incremento da elasticidade do cimento proporcionada pelo aumento do tamanho e número dos poros tem um efeito osteoindutor adicional por conferir resistência mecânica suficiente para evitar fraturas ao mesmo tempo que permite a deformação controlada do tecido ósseo. A soma dos efeitos químicos do estrôncio e mecânicos da porosidade potencializam a osteoindução.

Breve descrição das figuras:

[0031] Para melhor descrição do processo e suas características técnicas, assim como condições processuais e resultados, são apresentadas as figuras abaixo listadas:

[0032] Na Figura 1 ilustra-se um fluxograma geral do processo de obtenção do cimento ósseo.

[0033] Na Figura 2 ilustra-se uma representação metodológica da precipitação das partículas de Ca-Sr-HA.

[0034] Na Figura 3 ilustra-se uma representação metodológica da preparação do cimento ósseo, compreendendo a mistura dos componentes sólidos, adição do agente polimerizante, adição de água após 3 minutos, transferência para molde de teflon, fechamento do molde e cura.

[0035] Na Figura 4 representa-se o padrão de DRX da série de partículas Ca-Sr-HA (0-100% Sr2+) : a) sem tratamento térmico; b) após tratamento térmico (600°C por 8h).

[0036] Na Figura 5 representa-se o espectro FTIR das partículas (0-100% Sr+2) ; a) antes do tratamento térmico; b) após tratamento térmico.

[0037] Na Figura 6 representam-se imagens obtidas por MEV da série de partículas Ca-Sr-HA com teores distintos de estrôncio e tratadas termicamente.

[0038] Na Figura 7 representa-se a temperatura máxima de polimerização dos cimentos, em comparação com a especificação estabelecida pela ISSO 5833 (< 90°C) e em relação ao PMMA convencional.

[0039] Na Figura 8 representa-se: a) tempo de pega e b) tempo de cura médio dos cimentos ósseos controle em comparação com os demais contendo as nanopartícuias Ca-Sr-HA, tendo em vista a especificação estabelecida pela ISSO 5833.

[0040] Na Figura 9 representam-se imagens MEV para as amostras compreendendo 10 e 50% de Sr2+, sendo que as setas em vermelho indicam poros menores no interior de poros maiores, confirmando a criação de uma matriz porosa interconectada.

[0041] Na Figura 10 representam-se imagens obtidas por MEV para as amostras controle, 30% Sr2+ e 90% Sr2+ com os seguintes aumentos: (a) ampliação 60x; (b) ampliação 350x e (c) ampliação 1500x.

[0042] Na Figura 11 representam-se imagens obtidas por MEV da amostra compreendendo 10% Sr+2 com os seguintes aumentos: (a) ampliação 60x; (b) ampliação x350; e (c) ampliação 350x evidenciando a presença de partículas na superfície dos poros (imagem colorida artificialmente).

[0043] Na Figura 12 representam-se os Espectros de EDS obtidos para três regiões diferentes selecionadas na amostra de cimento compreendendo a nanoparticula produzida com 50% Sr2+: (a) Espectro da região 1 apresentando basicamente os elementos C e O característicos do ΡΜΜΆ; (b) espectro da região 2 constituído ma j oritariamente por C, O, Ba e S indicando a presença de BaSO4 e formação de nova matriz de ΡΜΜΆ; e (c) espectro da região 3 mostrando sinal intenso de Na.

[0044] Na Figura 13 representa-se o gráfico do tamanho médio de poros comparando-se o grupo controle com o material compreendendo estrôncio em diferentes níveis (*, **, ***, **** mostram diferença significativa em relação ao controle, onde p < 0,05; < 0,01; < 0,001 e < 0, 0001, respectivamente) .

[0045] Na Figura 14 representa-se um diagrama comparativo relativo à porcentagem de poros abertos e fechados (*, **, ***, **** mostram diferença significativa em relação ao controle, onde p < 0,05; < 0,01; < 0,001 e < 0, 0001, respectivamente).

[0046] Na Figura 15 representa-se a porcentagem de distribuição (frequência) dos tamanhos dos poros nas amostras de cimentos controle e as demais contendo Ca-Sr-HA.

[0047] Na Figura 16 representa-se as seções transversais representativas das amostras escaneadas por micro-CT, onde (a) controle; (b) 10% Sr2+; (c) 30% Sr2+; (d) 50% Sr2+; (e) 70% Sr2+; (f) 90% Sr2+; e (g) 100% Sr 2 + em que as setas vermelhas indicam a presença das particulas na matriz, mas especificamente na superfície dos poros do cimento ósseo.

[0048] Na Figura 17 apresentam-se os dados de: a) módulo de Young (MPa) e b) tensão máxima compressiva (MPa) (*, **, **** mostram diferença significativa em relação ao controle, onde p < 0,05; < 0,01; < 0,001 e < 0, 0001, respectivamente).

[0049] Na Figura 18 representa-se o perfil de liberação de ions Sr+2 das amostras de cimentos contendo Ca-Sr-HA imersas em: a) tampão PBS e b) α-MEM, por um período de 336 horas.

[0050] Na Figura 19 representa-se o perfil de liberação de estrôncio dos cimentos comparando-se: a) partículas amorfas, antes do tratamento térmico; b) partículas cristalinas, após tratamento térmico.

[0051] Na Figura 20 representam-se imagens obtidas por MEV da amostra 10% Sr2+ após exposição ao SBF durante 28 dias: (a) ampliação x60; (b) ampliação x350; (c) ampliação x1500; (d) ampliação x3000; (e) ampliação x4000; e (f) ampliação x5000.

[0052] Na Figura 21 representa-se a viabilidade celular (%) em relação ao cimento de ΡΜΜΆ sem partículas (controle) medida pelo teste de MTT após 72 horas (preto) e 7 dias (cinza) (*mostra diferença estatística em relação ao controle, onde p < 0,05).

Descrição detalhada da invenção:

[0053] O método de preparação de cimento para reparo ósseo incorporado com nanoparticulas de hidroxiapatita enriquecida com estrôncio, compreende essencialmente as etapas de:

• a) Solubilizar os precursores cloreto de cálcio hexahidratado (CaCl2.6H2O) e cloreto de estrôncio (SrCl2) , as porcentagens molares de Sr2+ em relação ao número total de mols dos cátions compreendidas na faixa de 10 a 100 mol%;
• b) Adicionar solução aquosa de ácido fosfórico (H3PO4) até obtenção de razão molar Ca/P de 1,67 e adicionar hidróxido de amônio (NH4OH) até obtenção de pH entre 10 a 12, sob agitação;
• c) manter a agitação magnética por pelo menos 1 hora e filtrar o precipitado;
• d) lavar o precipitado preferencialmente com água e, na sequência com etanol;
• e) tratar termicamente o precipitado entre 500-600°C de 6 a 8 horas;
• f) misturar 0,1 parte em peso do precipitado obtido com 0,2 parte em peso de ácido cítrico, 0,26 em peso de bicarbonato de sódio e 1 parte em peso que compreende 0,67 parte em peso de polimetilmetacrilato em forma de pó, 0,21 parte em peso de copolímero de estireno/metacrilato de metila, 0,2 parte em peso de peróxido de benzoíla e 0,1 parte em peso de sulfato de bário;
• g) adicionar à mistura dos sólidos obtida na etapa anterior um componente liquido compreendendo monômero metacrilato de metila ΜΜΆ (98% em peso), N,N-Dimetil-p-toluidina (1,50 % em peso) e hidroquinona (0,5 % em peso), na proporção sólido:líquido de 3:1; e
• h) adicionar água ao cimento na proporção de 1:12 e homogeneizar por um minuto.

[0054] Na etapa (a), inicia-se a síntese das nanopartículas de hidroxiapatita substituídas por Sr+2 (Ca-Sr-HA) baseada em precipitação química por via úmida, com a preparação de soluções aquosas de CaCl2.6H2O e SrCl2 com concentração total de ions [Ca2+] + [Sr2+] = 0,10 mol.L-1. Misturas de soluções contendo diferentes porcentagens molares de Sr2+ em relação ao número total de mols dos cátions (Ca2+ + Sr2+) foram preparadas, com os seguintes teores: 0% Sr2+, 10% Sr2+, 30% Sr2+, 50% Sr2+, 70% Sr2+, 90% Sr2+ e 100% Sr2+.

[0055] Na etapa (b), a solução obtida anteriormente é vigorosamente misturada com uma solução aquosa de H3PO4, preferencialmente na concentração 0,06 mol.L-1, de forma a se obter uma razão Ca/P igual a 1,67, que é a razão encontrada na Hidroxiapatita. O pH, por sua vez, deve ser ajustado para obtenção de meio básico, preferencialmente entre 10 e 12, por meio da adição de NH4OH na concentração preferencial de 0,5 mol.L-1 sob vigorosa agitação, preferencialmente utilizando-se um ultraturrax com agitação média de 22.000 rpm por pelo menos 5 min, favorecendo a precipitação de Ca-Sr-HA.

[0056] Na etapa (c), a agitação magnética com o mesmo nível de agitação médio (22.000 rpm) deve ser mantida por cerca de 1 hora, e o precipitado obtido após tal período deve ser filtrado, preferencialmente com filtro de papel ou placa porosa.

[0057] Na etapa (d) o precipitado filtrado deve ser preferencialmente lavado repetidamente com água, seguido por etanol, para remoção de sais solúveis.

[0058] Na etapa (e) , o referido tratamento térmico ocorre preferencialmente por um período de 8 horas a 600 °C, sendo realizado em fornos do tipo mufla convencionais.

[0059] Na etapa (f), a metodologia de geração de gás por meio do uso de bicarbonato de sódio e ácido cítrico foi utilizada para incitar a formação de poros, e preferencialmente 1% em peso das partículas Ca-Sr-HA tratadas termicamente (10-100% Sr+2) foram introduzidas junto com um componente sólido constituído de esferas de PMMA (67,05% m/m), copolímero de estireno/metacrilato de metila (21,10% m/m), peróxido de benzoíla (1,85% m/m) e sulfato de bário (10% m/m) atuando como agente radiopaco.

[0060] Na etapa (g) foi adicionado um componente líquido, contendo metacrilato de metila (98 m%), N,N-Dimetil-p-toluidina (1,50 m%) e hidroquinona (ppm), e estes foram homogeneizados por, preferencialmente, três minutos. A hidroquinona atua como estabilizante do monômero, impedindo que o MMA polimerize no frasco.

[0061] Na etapa (h) adiciona-se preferencialmente água deionizada, dando início à reação que produz o gás, conforme reação abaixo:
C6H8O7 (aq) +3NαHCO3 (aq)→3H20 (l) +3CO2 (g) + Nα3C6H5O7 (aq)

[0062] No quarto minuto, quando in loco, o operador especializado (cirurgião) manuseia ο cimento para moldagem e implanta-se diretamente no defeito ósseo ou, opcionalmente, para fins de análises, transfere-se a mistura para moldes feitos preferencialmente de teflon com restrição de volume, e no quinto minuto, quando in loco, oclui-se a janela do defeito ósseo ou, quando em análises, tampa-se o molde impedido a expansão exacerbada do cimento devido à formação de gás. Os referidos tempos foram concretizados tendo em vista corpo de provas obtidos com 20 mm de diâmetro e 30 mm de altura, e estes foram retirados dos moldes após 48 horas.

[0063] O referido método dá origem a um cimento ósseo de composição e estruturas bem definidas, compreendendo:

• - 1,0% de nanopartículas de hidroxiapatita substituída com estrôncio, em que o teor de estrôncio varia de 4,0% a 96,8%;
• - pelo menos 89,0% de Polimetilmetacrilato (ΡΜΜΆ) e
• - até 10,0% de sulfato de bário (Ba2SO4) e citrato de sódio (Na3C6H5O7).

[0064] No que tange à estrutura do cimento ósseo obtido salienta-se a presença de poros interconectados, com uma porosidade total de poros abertos maior que 60%, e um tamanho médio de poros que varia de 650 a 1800 μm, para todos os teores de estrôncio inicial testados nas nanopartículas (10%-100%).

[0065] Além disso, verifica-se que o estrôncio está majoritariamente localizado na superfície dos poros, e quanto maior o seu teor inicial maior a sua biodisponibilidade. Além disso, ο grau de cristalinidade do cimento também possui efeito significativo na dosagem de estrôncio liberado pelas nanopartículas em função do tempo, devido à maior presença de estroncianita e/ou uma mistura dessa fase com estrôncio apatita.

[0066] O uso da referida composição se configura principalmente na preparação de um material substituto, preenchedor ou reparador de falhas ósseas humanas, as referidas falhas sendo provocadas principalmente por infecções, traumatismos e neoplasias. O referido uso como substituto ósseo é, preferencialmente, em grandes falhas ósseas secundárias ao tratamento de tumores e infecções do esqueleto.

[0067] O referido uso é preferencialmente personalizado, variando-se o teor de estrôncio, sendo que, para preparação de um material cimentício reparador para tratar lesões de pacientes osteoporóticos, por exemplo, o teor de estrôncio entregue no local do defeito deve ser de pelo menos 2 mg/L, em relação ao volume total de cimento.

Testes de concretização da invenção Caracterização das nanopartículas Ca-Sr-HA

[0068] As partículas foram caracterizadas quanto ã sua estrutura através da técnica de difração de raios-X por meio de um equipamento Bruker-AXS D2 Phaser (DQ-FFCLRP) com radiação Cu Κα λ=1,54060 Å (10 mA, 30 kV), sendo a faixa de varredura de 2Θ de 10° a 60°. O tamanho do cristalito foi calculado utilizando-se a equação de Scherrer na direção do plano (002) (pico 24-27°). As possíveis mudanças na estrutura do cristal foram quantificadas. Com este fim, as distâncias interplanares (d) foram calculadas (pico 24-27° (002); pico 38-40° (310)) permitindo a obtenção dos parâmetros de rede a e c (Å) para o cristal.

[0069] Os padrões de DRX antes do tratamento térmico apresentaram picos bem definidos para a amostra 0% Sr2+ (Figura 4(a), linha vinho), os quais estavam relacionados com a estrutura de HA hexagonal pura (grupo espacial P63/m) (AMCSD 0002281). Efeito desestabilizador e perda da simetria são observados em baixas porcentagens molares de Sr2+ (10-50% Sr2+) por meio do alargamento do padrão de DRX na região de 20 a 40° relacionado a partículas amorfas (Figura 9, linhas rosa, bege e verde, respectivamente). Este efeito é consequência da dificuldade de acomodar um cátion maior (sr2+) em uma estrutura cristalina que apresenta majoritariamente um íon de tamanho menor (Ca2+) . O aumento das porcentagens molares de Sr2+, leva a picos mais definidos no DRX relacionados a maior ordenamento estrutural, sendo estes correspondentes à estroncianita (grupo espacial Pmcn) (AMCSD 0000234) em 70% Sr2+ (Figura 4(a), linhas azul), e uma mistura desta fase com estrôncio apatita (grupo espacial P63/m) (COD 9011132) a partir de 90% Sr2+ (Figura 4(a), linhas uva e roxo) .

[0070] Inesperadamente, duas fases distintas foram formadas em altas porcentagens molares de Sr2+ (70-100% Sr2+) , sendo elas a estroncianitia e a estrôncio apatita. Inesperadamente, a primeira (SrCO3) surge como consequência da absorção de dióxido de carbono (CO2) presente na atmosfera pela solução alcalina durante o preparo das partículas.

[0071] Os íons de carbonato (CO32-) interagem com o Sr2+ presente em solução, conduzindo ã precipitação de SrCO3. Sendo que, o aparecimento desta fase cristalina após a dopagem de HA com Sr2+ é consequência de seu produto de solubilidade (Kps), ο qual é menor quando comparado ao do CaCO3 (7xl0-10 e 4,7xl0-9, respectivamente). Isto sugere que na presença de grande quantidade de Sr2+ ocorre o favorecimento da precipitação de carbonato de estrôncio devido ao menor Kps.

[0072] O efeito do tratamento térmico foi também avaliado por DRX, de modo que, após a calcinação evidenciaram-se picos estreitos e bem definidos para todas as porcentagens molares (Figura4(b)).

[0073] As reflexões de Bragg da amostra 0% Sr2+ indicam a presença de uma única fase cristalina que corresponde a HA hexagonal (HA-Ca10 (PO4) 6 (OH) 2) (padrão 0002281 AMCSD). Uma notória evolução na estrutura cristalina após adição de Sr2+ pode ser observada, até que em 100% Sr2+, nova fase pura de estrôncio apatita hexagonal é obtida (SrA-Srio (PO4) 6 (OH) 2) (padrão 9011132 COD) . Picos de HA e SrA (grupo espacial P63/m) mostrando mistura de fase são observados até 50% Sr2+, com conversão total a partir de 70% Sr2+. Por fim, nota-se a ausência dos picos de difração relacionados ã SrCO3 (estroncianita), o que é consequência da decomposição do sal de carbonato em C02(g) quando em altas temperaturas.

[0074] Segundo Zyman et. al., os fosfatos de cálcio amorfos (AGP) são constituídos por clusters de fosfato de cálcio (CaP) com água em seus interstícios. Uma camada superficial contendo água e ions (Ca2+, HPO1- e CO32-) reveste a partícula amorfa, a qual é essencial para conversão de AGP (Ga/P=l,5) em HA (Ga/P=l,67), através da difusão de ions para o interior dos clusters. Uma vez que o processo de difusão é sensitivo à temperatura, isto explica a conversão das partículas amorfas (10-50% Sr2+) em fases cristalinas a altas temperaturas. Além disto, o aumento na temperatura é responsável por diminuir a distorção do grupo fosfato e a energia interna, conduzindo a uma mudança na organização estrutural das partículas, o que suporta a obtenção dos picos mais estreitos e definidos para as amostras que já eram cristalinas (0, 70, 90 e 100% Sr2+).

[0075] Os padrões de DRX sustentam a informação de que as amostras são compostas por pequenos cristalitos na faixa de nanômetros, uma vez que o pico de difração em torno de 25,9° é alargado e pouco intenso. Nenhuma tendência foi observada para esta propriedade com o aumento da porcentagem molar de Sr2+.

[0076] Os grupos químicos foram ainda identificados por espectroscopia de infravermelho com transformada de Fourier (FTIR) na faixa de 4000-400 cm-1 utilizando um espectrofotômetro IR Prestige-21 Shimadzu. Com este fim, foram preparadas pastilhas com aproximadamente 1 mg das amostras misturadas com KBr e prensadas a 10 ton por 4 minutos.

[0077] A fim de obter uma melhor visão do papel do Sr2+ na estrutura da HA, espectros de infravermelho foram registrados para a série de partículas antes e depois do tratamento térmico (0-100% Sr2+) (Figura 5(a) (b)).

[0078] Diminuição na resolução das bandas de absorção do grupo PO43- com o aumento da quantidade de ions Sr2+ pode ser observada, o que corrobora com o decréscimo na cristalinidade das partículas evidenciado por DRX. Em 0% Sr2+ são apresentadas bandas bem resolvidas relacionadas aos modos de vibração do grupo fosfato, as quais estão de acordo com a precipitação de uma fase cristalina de HA, sendo estas: (i) modo v2 em ~472 cm-1, (ii) modo v4 em ~565 cm-1, (iii) modo v4 em ~606 cm-1, (iv) modo vl em ~960 cm-1 e (v) modo v3 em ~1036 e 1100 cm-1. A perda da degenerescência dos modos v4 e v3, o enfraquecimento do modo vl e a ausência do modo v2 suportam a informação de que a incorporação de Sr2+ é responsável por diminuir a simetria das amostras e formar fases amorfas, como evidenciado para as porcentagens molares a partir de 10% Sr2+. Estas bandas voltam a ter definição a partir de 90% Sr2+, o que valida a ausência de estrôncio apatita em 70% Sr2+, assim como indicado por DRX.

[0079] Processos de precipitação rápidos são responsáveis por incluir água mais facilmente entre os agregados de partículas, como notado pela presença de uma banda mais estreita em ~1650 cm-1 e uma larga de 2600-3700 cm-1, as quais correspondem a água adsorvida e aprisionada na estrutura. Notavelmente, esta última banda é relativamente mais alargada na série de 10 a 70% Sr2+, consoante com o alto grau de hidratação de fases amorfas.

[0080] De forma a se obter mais informações das partículas após o tratamento térmico, seus grupos químicos foram investigados. Os espectros de infravermelho (Figura 58 (b)) apresentam bandas semelhantes entre as porcentagens molares analisadas, as quais correspondem ao grupo fosfato: (i) modo v4 em ~567 cm-1 (deformação angular assimétrica 0-P-0) , (ii) modo v4 em ~603 cm-1 (deformação angular simétrica O-P-O), (iii) modo vl em ~961 cm-1 (estiramento simétrico P-O) e (iv) modo v3 em ~1040 e 1090 cm-1 (deformação angular assimétrica P-O).

[0081] Ao se comparar com as partículas sem tratamento térmico um aumento na intensidade e definição destas bandas é notável, confirmando a maior organização estrutural das amostras após o tratamento térmico, como mostrado por DRX. Ainda, o aumento da temperatura é responsável pela remoção de água absorvida, como revelado pela diminuição da intensidade das bandas em ~1630 e 3000-3700 cm-1.

[0082] A atenuação e ausência das bandas para os modos vibracionais v3 e v2, respectivamente, do grupo comprovam a menor quantidade deste ânion nas amostras. Esta evidência suporta a inexistência de estroncianita observada por DRX nas partículas após a calcinação.

[0083] A composição das amostras foi investigada (EDS) e revelou que a porcentagem molar de Sr2+ no sólido aumentou simultaneamente com o acréscimo deste íon na solução inicial, evidenciando a incorporação quantitativa de Sr2+ na estrutura, como já observado anteriormente pelo aumento linear dos parâmetros de rede e o descolamento das bandas de absorção do grupo ΡO43-. Estes fatos comprovam que o Sr2+ foi incorporado estruturalmente, e não apenas como um recobrimento da superfície dos cristais. Ainda, a presença deste íon na amostra 0% Sr2+ não é surpreendente, uma vez que o estrôncio é um elemento traço presente na água e em outras fontes. Uma pequena deficiência de Sr2+ no produto quando comparado à solução pode ser constatada, conforme Tabela 1.
Tabela 1: Porcentagem (%) molar de Sr2+ incorporada nos sólidos finais tratados termicamente em contraste com a porcentagem (%) molar presente na solução preparada, conforme determinado por EDS

[0084] A morfologia das partículas foi avaliada através de microscopia eletrônica de varredura (MEV) em um microscópio Superscan SS-550 Shimadzu (DQ-FFCLRP) , com uma aceleração de voltagem de 20 kV. As amostras foram recobertas com ouro por pulverização catódica (Bal-Tec, SCD-050 Sputter Coater) antes da aquisição das imagens. Análise elementar de cálcio, estrôncio e fósforo e a porcentagem molar de Sr2+ das partículas foi quantificada através da espectroscopia de energia dispersiva por raios-X (EDS) utilizando IXRF Systems modelo 500 Digital Processing (DQ-FFCLRP).

[0085] Agregados de partículas nanométricas com morfologia esférica foram observados nas imagens de MEV para toda a série de Ca-Sr-HA, indicando que a presença de Sr2+ e a mudança na fase cristalina não tiveram efeito significante na morfologia das amostras (Figura 6). Em contraste, estudos recentes relataram mudanças na morfologia associadas ã alteração na composição química da HA. Esses resultados distintos estão relacionados com as diferentes metodologias de preparo (sol-gel, hidrotermal, estado sólido, precipitação química, entre outras) e as condições de processamento das partículas.

[0086] O crescimento dos cristais de HA é regido por anions de coordenação Ca-P6O24 no eixo ce cátions OH-Ca6 nos eixos α e b. Em sínteses com pH inicial abaixo de 9, a quantidade de ions OH- disponível é pequena e a formação dos cátions OH-Ca6 nos eixos α e b é retardada. 0 eixo c se desenvolve normalmente pelos ânions de coordenação nesta condição, conduzindo a formação de partículas com morfologia alongada. Por sua vez, pHs maiores que 10 estão associados com a rápida formação do cátion devido a maior quantidade de íons OH-, resultando no crescimento dos diferentes eixos dos cristais com a mesma velocidade.

[0087] Como consequência, partículas com morfologias esféricas são observadas nesta condição, esclarecendo o resultado obtido. Ainda, o tratamento térmico possui papel chave na morfologia das partículas sintetizadas por precipitação química por via úmida, sendo evidenciado preferencialmente morfologias esféricas em partículas tratadas com temperaturas maiores que 500°C.

[0088] O tamanho das partículas foi medido por meio da técnica de espalhamento dinâmico de luz utilizando um ZetaSizer Malvern Nano ZS Malvern Instruments (ângulo de medida 173°, laser 633 nm).

[0089] A tabela 2 sumariza os valores de tamanho medidos por DLS, os quais estão de acordo com o observado por MEV. Assim como para a morfologia, nenhuma tendência evidente pode ser observada no tamanho das partículas com o aumento da quantidade de Sr2+. Duas distribuições de tamanho são encontradas para as partículas 0% Sr2+ e 50% Sr2+, com a maior população em ~100 nm e a menor em ~50 nm. As demais porcentagens molares apresentaram a maior parte das partículas na região de ~90 a 220 nm.

[0090] A diminuição de escala micrométrica para nanométrica aumenta a área e melhora as propriedades superficiais dos materiais, as quais são importantes, pois influenciam na interação inicial com proteínas e no processo de adesão celular. Em estudos prévios, nanopartículas de HA mostraram possuir 11% mais proteínas de soro bovino fetal adsorvidas por lcm2 quando comparadas com HA convencionais (micrométricas), por exemplo. Além do mais, estudos in vitro mostraram maior adesão celular, proliferação de células ósseas e atividade de fosfatase alcalina na presença de nanopartículas de HA quando comparadas a HA convencional. Em contraste, células de osteosarcoma e outros tumores possuiram sua proliferação retardada e suprimida, respectivamente, na presença de HA nanoestruturada.

[0091] Apatitas biológicas na faixa de tamanho de nanómetros são encontradas no osso. Eoi reportado que a desmineralização depende do tamanho da partícula e a dissolução de cristalitos em escala nanométrica é suprimida até em meios não-saturados, o que indica o papel fundamental destes no processo de biomineralização. Pelos motivos acima citados, partículas sintetizadas em escala nanométrica são atualmente mais desejáveis quando comparadas às convencionais, pois mimetizam as apatitas presentes no processo de biomineralização do osso, o que as torna mais biocompatíveis.

[0092] As propriedades de superficies das partículas também foram estudadas. O potencial-ζ é um valor eletrocinético que reflete a distribuição de carga superficial, influenciado pela polarizabilidade dos ions adsorvidos, concentração iônica do fluido e carga superficial do material. Neste contexto, ζnegativos foram obtidos para toda a série de Ca-Sr-HA. O aumento destes valores com o acréscimo da porcentagem molar de Sr2+ é notável, atingindo um máximo em 100% Sr2+ (Tabela 3) . Visto que o Sr2+ apresenta maior tamanho quando comparado ao Ca2+, este cátion é mais facilmente polarizável, o que conduz ao aumento do ζreportado em porcentagens molares altas:

[0093] Superficies carregadas negativamente têm efeito positivo na nucleação em soluções supersaturadas que simulam o fluido corpóreo, pois, causam maior adsorção de ions Ca2+ atuando na formação de apatita. Além disto, a adsorção de Ca2+ atua na ancoragem de proteínas de adesão celular como a fibronectina, vitronectina e integrina, as quais são dependentes da ligação com um cátion divalente.

[0094] Por sua vez, a incorporação de Sr2+ na estrutura da HA provocou um aumento na molhabilidade e na energia livre de superfície (ys)total do sólido mediante o aumento de sua componente polar, a qual contribuiu predominantemente para a energia livre de superfície. O primeiro evento que ocorre na interface tecido-biomaterial após a implantação é a adsorção de proteínas. Neste sentido, superficies hidrofóbicas favorecem forte ligação com albumina, dificultando a adesão de proteínas de matriz extracelular (ECM). O aumento do caráter hidrofilico do substrato é responsável pelo deslocamento da albumina e melhor afinidade por proteínas da ECM, como a fibronectina, uma das proteínas chave no processo de adesão celular. Mais importante, a proliferação de células é fortemente correlacionada com a energia de superfície do material, sendo preferencialmente demonstrada em substratos hidrofílicos.

[0095] O aumento de energia livre dos cimentos porosos após a adição de nanopartículas indica que o material se torna mais reativo, o que leva ao maior estimulo das reações bioquímicas necessárias para osteointegração. Além disso, a diminuição do ângulo de contato da água e o aumento da componente polar mostra que o material possui maior afinidade pelo fluido corpóreo, majoritariamente aquoso, o que permite maior penetração e contato com o plasma sanguíneo.

Caracterização do cimento incorporado com 1% de nanoparticulas Ca-Sr-HA

[0096] Para fins de caracterização e preparação de amostras, foram misturados 40,0 g do componente sólido à 10,5 g de bicarbonato de sódio em presença de 8,0 g de ácido citrico. A esta mistura adicionou-se 1 % em peso de partícula Ca-Sr-HA, com relação aos 40 g do componente sólido, e realizou-se a homogeneização. Todas partículas Ca-Sr-HA tratadas termicamente foram adicionadas nos cimentos ósseos, com exceção da partícula nomeada 0% Sr2+. Os cimentos ósseos foram nomeados de acordo com a porcentagem molar de Sr2+ presente na síntese da partícula inserida em sua matriz. Após esta etapa, adicionaram-se 18,8 g do agente polimerizante (componente líquido) fornecido pelo fabricante iniciando a contagem de tempo (tempo 0).

[0097] A análise do tempo de secagem do cimento ósseo envolve o tempo de pega e o tempo de cura, onde o primeiro é definido como o tempo após misturar os componentes sólidos e líquidos no qual a mistura se torna uma massa que atinge viscosidade suficiente para ser manuseada, enquanto o segundo é definido como o tempo no qual o material enrijece. Sendo assim, o período ideal para manuseio e implantação do cimento encontra-se entre esses dois tempos.

[0098] Com este fim, visando a realização da medida do tempo de pega, os componentes do cimento foram misturados (tempo 0) e esta mistura foi tocada a cada 15 segundos por luvas, até o momento que a massa obtida deixasse de grudar. O tempo no qual não havia mais adesão da mistura à superfície plástica das luvas foi definido como o tempo de pega.

[0099] Por sua vez, a mudança de temperatura durante a reação de polimerização foi acompanhada com o uso de um termopar dentro do molde de teflon fechado. Brevemente, no decorrer do preparo do cimento ósseo como descrito anteriormente, a massa foi introduzida no molde de teflon (tempo 4) com o termopar afixado no centro da amostra e a temperatura acompanhada para a obtenção da Tmax. O tempo de cura é considerado o tempo no qual a temperatura do cimento (Tcura) é exatamente a metade entre a temperatura ambiente (Tamb) e a temperatura máxima (Tmax) . Todas as medidas foram realizadas pelo menos em triplicata (n=3) e em temperatura de ~23°C.

[00100] A quantidade de Ca-Sr-HA adicionada ao cimento foi estabelecida parcialmente de acordo com conhecimentos prévios, visto que alguns estudos reportam uma diminuição das propriedades de manuseio pelo aumento da viscosidade do cimento ao se adicionar quantidades superiores a 20% de HA. O aumento na viscosidade pode prejudicar a distribuição homogênea de partículas na matriz conduzindo a um decréscimo das propriedades mecânicas do cimento como evidenciado pela redução da resistência à tração, compressão e flexão em quantidades de HA superiores a 15%. Em suma, a presente invenção visou trabalhar com quantidade de partícula inferior as mencionadas, porém mantendo a faixa de doses terapêuticas de Sr2+ na regulação da atividade de osteoblastos/osteoclastos, com a finalidade de aumentar a bioatividade do material sem prejudicar as propriedades mecânicas e de manuseio deste.

[00101] Salienta-se que o método da presente invenção de preparo de cimentos ósseos envolvendo a adição de cerâmicas e de um reagente formador de poros surge como uma alternativa para a diminuição do superaquecimento durante o processo de solidificação. Embora algumas tecnologias reportem que a incorporação de particulas é responsável por reduzir a Tmáx dos cimentos ósseos, essa diminuição é notavelmente limitada e a necessidade de adicionar grandes quantidades de partículas para obtenção de Tmáx compatíveis com o corpo humano culminaria em propriedades mecânicas e de manuseio prejudicadas. Os resultados reportados anteriormente contrastam com os resultados da presente invenção, na qual a incorporação de Ca-Sr-HA nos cimentos ósseos não promoveu mudança significativa da temperatura quando comparado ao controle. No entanto, conforme Figura 7, os valores de temperatura de polimerização obtidos para os cimentos porosos são significativamente menores quando comparados com os valores de 70-120°C reportados para polímero convencional (sem poros e partículas) e estão na faixa de 42,0 a 68,4°C, atenuando o risco de necrose térmica nos tecidos adjacentes.

[00102] Esta diminuição de Tmáx em relação ao ΡΜΜΆ convencional está associada majoritariamente ã criação de uma matriz porosa, igualmente evidenciada por outros autores, excluindo a influência das partículas Ca-Sr-HA na temperatura, como discutido no parágrafo imediatamente anterior. Adicionalmente, todas as amostras estão de acordo com o padrão estabelecido para a ISO 5833, a qual especifica um valor máximo de 90°C.

[00103] As propriedades de manuseio (tempo de pega e cura) são de suma importância clinica, pois determinam o período ideal no qual os cirurgiões devem manusear e posicionar a amostra no defeito ósseo. De acordo com a ISO 5833, é recomendado que cimentos para uso em massa apresentem tempo de pega médio e desvio em relação à média menor que 300 e 90 segundos, respectivamente. Nenhuma recomendação é feita para uso em seringa. Como mostrado na Figura 8, os valores médios de tempo de pega para todos os grupos estão dentro das exigências desta norma e encontram-se na faixa de 162 a 182 segundos.

[00104] Por sua vez, segundo a ISO 5833 os tempos de cura para uso em seringa e em massa devem estar entre 390 a 900 segundos e 180 a 900 segundos, respectivamente. Neste sentido, os valores obtidos cumprem as exigências da norma e estão na faixa de 491 a 590 segundos, indicando que as amostras podem ser empregues em ambos os tipos de uso.

[00105] Desse modo, o período de manuseio obtido para as amostras da presente invenção é maior quando comparado a diversos estudos prévios indicando que o manipulador (cirurgião) possui tempo suficiente para manipular o cimento, sem a necessidade de realizar procedimentos adicionais que aumentem o processo de polimerização, como o pré-resfriamento do cimento ou a diminuição da temperatura do local de operação.

[00106] A morfologia da superfície, distribuição das partículas Ca-Sr-HA e a porosidade das amostras foram avaliadas por MEV em um microscópio Superscan SS-550 Shimadzu (DQ-FFCLRP) operado com uma aceleração de voltagem de 15 kV em diferentes magnificações. As amostras foram recobertas com carbono e/ou ouro por pulverização catódica (Bal-Tec, SCD-050 Sputter Coater) antes da aquisição das imagens.

[00107] As imagens de MEV mostradas nas Figuras 9 e 10 confirmam a estrutura porosa dos cimentos. Notavelmente, a morfologia e distribuição dos poros obtidos através da metodologia de geração de gás é irregular (Figura 9 e Figura 10-a) . O tamanho dos poros é variado e abrange uma ampla faixa que vai desde micrômetros até milímetros. As imagens de MFV da Figura 9 também indicam poros menores no interior de poros maiores (setas vermelhas), confirmando a criação de uma matriz porosa interconectada.

[00108] Com o aumento da magnificação das imagens (Figura 10 (b) (c) ) é notória a mudança superficial existente com a introdução de Ca-Sr-HA nos cimentos. A amostra controle, sem adição de partículas, apresenta uma superfície predominantemente lisa com ranhuras decorrentes do processo de usinagem (Figura 10(c)). Em contraste, após a introdução de Ca-Sr-HA as superfícies apresentam maior rugosidade e presença de agregados destas partículas (Figura 10(b)(c)).

[00109] Ainda, as imagens obtidas revelam a presença de partículas na superfície dos poros (Figura 11). A localização de Ca-Sr-HA favorece a sua biodisponibilidade in vitro e in vivo, permitindo liberação de íons Sr2+ no meio em que se encontra, o que pode estimular a formação de uma camada de apatita na interface do material com o tecido hospedeiro e aumentar a bioatividade. Além disto, a presença destas partículas conhecidamente osteocondutivas na superfície e dentro dos poros pode conduzir a ligação química direta entre o cimento e o osso.

[00110] Análise e mapeamento elementar utilizando-se EDS (IXRF Systems modelo 500 Digital Processing-DQ-FFCLRP) foram realizados para avaliar a presença e quantificar elementos de interesse, assim como verificar a distribuição destes na superfície dos cimentos.

[00111] Espectros elementares para três diferentes regiões de uma amostra de cimento ósseo (50% Sr2+) estão mostrados na Figura 12. Claramente, a primeira região é representada por um circulo mais escuro (Figura 12(b)) que consiste basicamente em C e O indicando a presença característica das esferas de ΡΜΜΆ, que estavam originalmente no componente sólido.

[00112] Por sua vez, a região indicada na Figura 12(c) não possui uma forma especifica, mas é notavelmente mais clara quando comparada à anterior. Os elementos que constituem majoritariamente esta localização são C, O, Ba e S, indicando a presença de BaSO4 e formação de uma nova matriz pela polimerização do PMMA. Adicionalmente, sinais menos intensos indicando Na, Ca, Sr e P confirmam que partículas Ca-Sr-HA estão situadas na superfície dos cimentos. A região selecionada na Figura 12(d) apresenta sinal intenso de Na proveniente da adição de NaHCO3 para geração de gás, e é representada por cristais de morfologia alongada.

[00113] A técnica de micro-CT foi utilizada para examinar as propriedades morfométricas e a distribuição das partículas Ca-Sr-HA nas amostras. Brevemente, imagens das amostras foram adquiridas com um microtomógrafo de alta resolução modelo 1172 phoenix V/Tome/x da marca General Eletrics com condições de aquisição de 70 kV e 200 μΑ. A reconstrução das imagens foi realizada utilizando um software especifico (Phoenix Datos\x). As imagens reconstruídas foram processadas com o software CTan (v. 1.16, SkyScan/Bruker, Bélgica) para determinação de alguns parâmetros, tais como: porosidade total (% de CV/TV), tamanho médio dos poros (Tb.Sp*, μm) e porcentagem de distribuição (ou frequência) dos poros na matriz. A análise da porosidade total incluiu poros abertos (%) e poros fechados (%).

[00114] Os tamanhos médios dos poros evidenciados neste estudo encontram-se entre 650 a 1800 μm e são significativamente maiores para as amostras contendo Ca-Sr-HA em relação ao controle, com exceção da amostra 90% Sr2+ (Figura 13).

[00115] A porosidade total de um biomaterial inclui poros abertos e fechados. Os primeiros apresentam conexão com o ambiente externo por meio de outros poros, tornando-se acessíveis a gases e líquidos. Por sua vez, os poros fechados estão isolados pela matriz e não se interconectam com o ambiente externo. Especificamente, os poros abertos possuem papel chave na interação biomaterial-osso, migração celular, vascularização e permeabilidade de fluidos. A investigação destes parâmetros para as amostras fabricadas revelou que a maior parte da porosidade total está presente na forma de poros abertos para todas as amostras (Figura 14).

[00116] Diferença estatística em relação ao controle foi observada para as amostras 10% Sr2+ (**, p < 0,01), 70% Sr2+ (*, p < 0,05) e 100% Sr2+ (*, p < 0,05), as quais apresentaram maior porosidade aberta. Por sua vez, a amostra 90% Sr2+ estava associada com a presença estatística de mais poros fechados quando comparado ao controle (*, p < 0,05).

[00117] A partir da Figura 15, verifica-se ainda a distribuição dos tamanhos do poro dentro da matriz, sendo que todas as amostras investigadas apresentam maior frequência de poros na região de 500 μm. O valor máximo de tamanho evidenciado para amostra controle, é de aproximadamente 2500 μm, entretanto, poros com este tamanho são encontrados com menos frequência neste tipo de amostra.

[00118] A introdução de partículas Ca-Sr-HA nos cimentos ósseos aparenta diminuir a frequência de poros menores e aumentar a frequência de poros maiores, alcançando valores de até 5500 pm. O osso apresenta poros com diferentes tamanhos que abrangem desde 1 pm até centenas de micrômetros, e a criação de biomateriais com esta porosidade hierárquica, como reportado neste estudo, pode trazer muitas vantagens no processo de regeneração óssea.

[00119] As propriedades acima investigadas mostraram grandes diferenças entre as amostras controle e as demais contendo partículas Ca-Sr-HA. Esta observação é justificada pela hidrofilicidade das nanopartículas sintetizadas. Uma vez que o cimento ósseo de PMMA é uma matriz hidrofóbica e que o processo de criação de poros envolve o uso de água e bicarbonato de sódio, as partículas Ca-Sr-HA altamente hidrofílicas se envolveram com o processo de criação de poros na matriz.

[00120] A técnica de micro-CT é baseada na interação de raios-X com a amostra por efeito fotoelétrico e Compton. O primeiro tipo de interação envolve a colisão de um fóton incidente com um elétron de uma camada interna do átomo, resultando na ejeção de um fotoelétron. Um elétron mais externo ocupa o lugar do elétron ejetado e resulta na emissão de um raio-X característico. De modo geral, o efeito fotoelétrico está relacionado com o número atômico, tornando possível diferenciar a presença de compostos distintos em materiais, assim como observado pelo contraste nos raios-X de tecidos moles e duros.

[00121] Nesse contexto, seções transversais representativas das amostras escaneadas por micro-CT estão apresentadas na Figura 16. O menor volume de cimento ósseo e a maior porosidade das amostras contendo partículas Ca-Sr-HA quando comparadas ao controle (sem partículas) podem ser observados. Dentre as amostras, a 90% Sr2+ é a que mais se assemelha com a amostra controle, apresentando menor porosidade e poros menores (Figura 16(f)). Ainda, as amostras 10, 70, 100% Sr2+ estão associadas a poros maiores (Figura 16(b), 16(e) e 16(g), assim como evidenciado pela medida de tamanho médio dos poros. Por sua vez, as amostras 30 e 50% Sr2+ aparentam ter estruturas intermediárias em relação as amostras anteriores (Figura 16(c) e 16(d). Portanto, o padrão de agrupamento anteriormente descrito para as medidas de CV/TV, porosidade total e tamanho médio dos poros pode ser observado nas seções transversais da Figura 16.

[00122] As partículas Ca-Sr-HA incorporadas no cimento ósseo estão localizadas preferencialmente na superfície dos poros (setas vermelhas na Figura 16) . Mais uma vez, a referida localização se resulta da metodologia utilizada para criação de poros nestas matrizes. As partículas hidrofílicas são arrastadas pela água durante o processo de criação de poros e, consequentemente, ficam localizadas preferencialmente nesta região.

[00123] As propriedades mecânicas de pelo menos 2 amostras de cada grupo (n=2) foram avaliadas por ensaios de compressão utilizando velocidade de 20 mm/min e deslocamento final de 10 mm em uma máquina de ensaios mecânicos Instron® modelo 8872 e um software Complete Bluehill 2 Software Suite, o qual é responsável por plotar gráficos de força x deslocamento e tensão x deformação. A partir dos gráficos os valores de Módulo de Young (Ec) e Tensão máxima compressiva (σc) foram obtidos.

[00124] Neste sentido, a resistência mecânica dos substitutos ósseos produzidos é de suma importância e, por conseguinte, medidas de compressão são indispensáveis, uma vez que esta é grande parte da direção de carga aplicada no osso e nos materiais com essa finalidade.

[00125] Os resultados de módulo de Young para todos os grupos estão apresentados na Figura 17 (a) e encontram-se entre 64-277 MPa. Estes valores são semelhantes aos reportados em estudos prévios para cimentos ósseos de PMMA dopados com fosfato de cálcio, os quais mostraram módulo de Young entre 24-240 MPa. A resistência mecânica obtida é próxima do osso vertebral esponjoso adulto (50-800 MPa), indicando que este material mimetiza as propriedades mecânicas deste tecido, diminuindo o risco de fraturas em ossos adjacentes e afrouxamento asséptico pela formação de camada de tecido fibroso. Diminuição estatística do módulo de Young em relação ao controle pode ser observada para as amostras 10% Sr2+ (***, p < 0,001) e 100% Sr2+ (***, p < 0,001). Por sua vez, um aumento estatístico desta propriedade é evidenciado para 90% Sr2+ (*, p < 0,05).

[00126] No que tange ã tensão máxima compressiva, verifica-se que, para todos os grupos, está entre ~2 a 7 MPa. Em particular, considerando os valores de 4-12 MPa para o osso esponjoso humano e 8 MPa para o bovino, os materiais sintéticos fabricados estão na faixa, ou na pior das hipóteses, próximos do limite inferior. Entretanto, uma vez que a finalidade do material está relacionada com a sua elasticidade, esta propriedade não possui relevância tão grande quanto a anterior, pois as amostras já se tornaram plásticas neste ponto. Diminuição estatística do módulo de Young em relação ao controle pode ser observada para as amostras 10% Sr2+ (***, p < 0, 001), 70% Sr2+ (*, p < 0,05) e 100% Sr2+ (***, p < 0,001). Por sua vez, um aumento estatístico desta propriedade é evidenciado para 90% Sr2+ (*, p < 0,05).

[00127] Assim, uma vez que os cimentos porosos fabricados apresentam propriedades mecânicas similares ao osso e rigidez menor quando comparados ao cimento convencional baseado em PMMA, eles podem atuar no processo de diferenciação celular e no suporte mecânico de falhas ósseas, prevenindo o risco de fraturas durante o processo de regeneração tecidual. Estes resultados mostram que os materiais sintéticos fabricados são promissores como substitutos ósseos.

[00128] Em relação ao teste biológico, foi realizado um estudo in vitro referente ã quantidade de ions Sr (mg/L) liberados das amostras imersas em tampão PBS (137 mM NaCl, 2,7 mM KCl, 10 mM Na2HPO4, 1,8 mM KH2PO4) e de íons Sr e Ca liberados em meio de cultura celular (α-MEM), que foi determinada com o uso de um espectrômetro de absorção atômica de alta resolução com fonte contínua, modelo ContrAA 700 (Analytik Jena AG, Jena, Alemanha), utilizando um atomizador de chama ar-acetileno. O comprimento de onda empregado para as análises de Sr2+ e Ca2+ foram de 460 e 422 nm, respectivamente. As alíquotas de liberação foram previamente preparadas através da adição de 1% (m/v) La(NO3)3.6H2O (Sigma), 0,1% (m/v) KCl (J.T.Baker) e 1% (v/v) HCl.

[00129] Brevemente, para determinação da liberação cumulativa de Sr2+ em PBS os cimentos ósseos foram preparados pelo método tal como descrito na presente invenção e, posteriormente, foram usinados utilizando torno de alta precisão em peças cilíndricas de 5 mm de altura e 20 mm de diâmetro.

[00130] Realizou-se ainda a imersão destas peças em 4 mL da solução a 37°C e os frascos foram hermeticamente vedados para que não ocorresse evaporação do líquido. Em diferentes tempos (0, 12, 72, 120, 168, 336 horas), as alíquotas foram totalmente retiradas para medição de íons Sr2+ e repostas pela mesma quantidade retirada.

[00131] Por sua vez, para quantificação dos íons Sr e Ca em meio de cultura (α-MEM) , os cimentos ósseos foram usinados em peças cilíndricas de 5 mm de altura e 12 mm de diâmetro a fim de se ajustarem ao tamanho dos poços de uma placa para cultivo de células de 24 poços. As amostras usinadas foram imersas em 1 mL do meio em questão e alíquotas em diferentes tempos foram retiradas para análise de Sr2+ (0, 2, 6, 12, 24, 72, 120, 216, 336 horas) e Ca2+ (0, 2, 6, 12, 24 e 72 horas).

[00132] A porcentagem de Sr2+ liberada em PBS e meio de cultura para os diferentes tempos foi calculada considerando a quantidade em miligramas de Sr2+ que deveria estar presente nas peças usinadas, com as dimensões especificadas anteriormente, uma vez que inicialmente os cimentos antes da usinagem (20 mm de diâmetro e 30 mm de altura) possuíam uma quantidade de 1 %m/m de Ca-Sr-HA, com diferentes porcentagens molares de estrôncio.

[00133] Em materiais porosos, três regiões diferentes podem ser observadas na curva de liberação, conforme figura 18. A primeira está relacionada com uma liberação rápida, compreendendo a porção de maior inclinação, na qual as partículas presentes nas superficies externas ou em poros grandes próximos a superfície são liberadas. A segunda corresponde ã liberação intermediária, onde há o ponto de inflexão da curva, controlada pelas características dos poros, como interconectividade, tamanho, distribuição e çapacidade de difusão das partículas ao meio externo. Por fim, a última região (platô) é a liberação final proveniente dos poros mais profundos da amostra, com perfil mais constante.

[00134] O perfil de liberação obtido (Figura 18), é semelhante ao perfil padrão, conforme descrito anteriormente, independente do meio de dispersão, indicando que, para este tipo de íon, a liberação é controlada em maior parte pela matriz na qual ele se encontra. No periodo inicial, as amostras foram capazes de disponibilizar altas quantidades de Sr2+, seguida por posterior liberação lenta, responsável por fornecer pequenas doses deste ion até o fim do experimento.

[00135] Estudos prévios reportaram que matrizes a base de vidros bioativos substituídos por Sr2+ apresentam um platô na liberação deste íon após 60 minutos, em contraste, as amostras deste trabalho atingiram o platô em períodos maiores (horas), indicando o maior potencial de liberação controlada deste tipo de matriz. Nesse sentido, os cimentos ósseos porosos sintetizados são promissores para liberação de ions de forma controlada e sustentada ao longo do tempo.

[00136] Sabe-se que a introdução de ions Sr2+ desestabiliza a estrutura da ΗΆ, conduzindo a um aumento nos parâmetros de rede e na distância interplanar. Esses efeitos são responsáveis pela maior solubilidade e taxa de degradação das partículas substituídas por Sr2+, como reportado em alguns estudos. Nesse sentido, os cimentos ósseos com partículas inseridas em maiores porcentagens molares apresentaram maior disponibilidade deste ion in vitro em PBS, evidenciando que a liberação não é controlada apenas pela matriz, mas também pelo tipo de partícula presente nesta. A mesma tendência é notada em α-MEM, entretanto, uma inversão na amostra 100% Sr2+ ocorre, a qual pode ser explicada pela maior afinidade de proteínas do meio de cultura por amostras contendo elevado teor de Sr2+, conduzindo â formação de uma camada sobre a superfície da amostra e retardando a liberação deste íon.

[00137] As concentrações de Sr2+ atingidas neste trabalho no período de 336h encontram-se entre 0,2 a 2,2 mM para imersão em PBS e entre 0,2 a 0,9 mM para imersão em meio de cultura. Nesse contexto, os valores alcançados são eficazes para estimular a proliferação e diferenciação de osteoblastos (0,1 mM) e reduzir o número de osteoclastos maduros e sua atividade de reabsorção (1 mM).

[00138] Além disso, ao se comparar cimentos produzidos com nanopartículas tratadas termicamente em relação a partículas não tratadas evidencia-se o aumento da cristalinidade (partículas tratadas), que tem efeito significativo na dosagem de estrôncio liberado pelas nanopartículas. A partir da Figura 19, verifica-se a quantidade de Sr2+ liberado pelas partículas em função de tempo de imersão dos cimentos em água, sendo que a maior solubilidade das partículas antes do tratamento térmico fica evidente com a maior quantidade de Sr+2 liberado, quando comparadas com as tratadas termicamente, o que afeta o perfil de liberação controlada.

[00139] Para comprovar a bioatividade dos cimentos ósseos, foi realizada uma análise in vitro pautada na imersão do cimento em uma composição que simula o pH e a composição iônica do fluido corporal (SBF) a 37°C, sendo o fluido substituído semanalmente, com duração total do experimento de 28 dias. Testes FTIR, EDS e MEV confirmaram a formação de apatita na superfície dos cimentos, primeiramente pelo aparecimento de bandas correspondentes ao grupo ΡO43- (~1070 cm-1) e, posteriormente, pela morfologia referente a presença de partículas esféricas depositadas na superfície e no interior dos poros das amostras de cimento, as quais são responsáveis por criar uma nanotopografia porosa, formadas por um conjunto de cristais nanométricos de morfologia alongada, como notado para as micrografias 20(d) e 20(f).

[00140] Notavelmente, a presença de maiores quantidades de Sr2+ nas matrizes de cimento ósseo aparentam acelerar o processo de deposição de apatita na superfície do material. De fato, a maior solubilidade das partículas na presença de maiores quantidades de Sr2+ é responsável por aumentar a cinética de precipitação desta camada, e consequentemente, melhorar a bioatividade dos materiais.

[00141] Em vista dos resultados positivos de bioatividade in vitro, investigou-se o efeito da presença de Ca-Sr-HA na matriz dos cimentos ósseos em cultura de osteoblastos. Com este fim, a amostra controle (sem partículas) e as demais carregadas com partícula Ca-Sr-HA foram cultivadas durante 72 horas e 7 dias na presença de células de linhagem MC3T3-E1, e a viabilidade celular foi determinada por teste de MTT, e os resultados se convergem na Figura 21.

[00142] Similarmente ao reportado em outros estudos, em período curto de incubação (72 horas), a adição de Ca-Sr-HA aos cimentos ósseos não ocasionou mudança significativa da viabilidade dos osteoblastos (Figura 21), independente da porcentagem molar de Sr2+ nas partículas incorporadas. Entretanto, após 7 dias de cultura, um aumento da atividade metabólica dos osteblastos foi observado para amostras 90 e 100% Sr2+ quando comparadas ao controle e as demais, indicando proliferação melhorada nessas condições. Manutenção da atividade osteoblástica foi observada para as demais amostras (10-70% Sr2+) quando comparadas ao controle, confirmando a não citotoxicidade dos cimentos ósseos.

[00143] O resultado positivo observado para os cimentos ósseos 90 e 100% Sr2+ sugere que a maior concentração e liberação de íons Sr2+ durante a incubação é responsável por melhorar a atividade metabólica das células, indicando que este íon atua de maneira dose-dependente, assim como reportado previamente.

[00144] Em suma, a partir dos testes biológicos, é possível afirmar que as partículas inseridas na matriz polimérica não ocasionam efeito citotóxico nas células. Adicionalmente, os cimentos ósseos fabricados são capazes de suportar o crescimento celular, comprovando a biocompatibllldade destes materiais. Por último, a disponibilidade de maiores concentrações de Sr2+ são capazes de aumentar a proliferação de osteoblastos in vitro.

[00145] Os versados na arte valorizarão os conhecimentos aqui apresentados e poderão reproduzir a invenção nas modalidades apresentadas e em outras variantes, abrangidas no escopo das reivindicações anexas.

[00146] Referências:

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Claims (21)

1. Método de preparação de cimento para reparo ósseo caracterizado por compreender as etapas de:

   • a) Solubilizar os precursores cloreto de cálcio hexahidratado (CaCl2.6H2O) e cloreto de estrôncio (SrCl2) , a porcentagem molar de Sr2+ na solução em relação ao número total de mols dos cátions compreendida na faixa de 10 a 100 mol%;
   • b) Adicionar solução aquosa de ácido fosfórico (H3PO4) até obtenção de razão molar Ca/P de 1,67 e adicionar hidróxido de amônio (NH4OH) até obtenção de pH entre 10 a 12, sob agitação;
   • c) manter a agitação magnética por pelo menos 1 hora e filtrar o precipitado;
   • d) lavar o precipitado preferencialmente com água e etanol;
   • e) tratar termicamente o precipitado entre 500-600°C de 6 a 8 horas;
   • f) misturar 0,1 parte em peso do precipitado tratado com 0,2 parte em peso de ácido cítrico, 0,26 em peso de bicarbonato de sódio e 1 parte em peso que compreende 0,67 parte em peso de polimetilmetacrilato em forma de pó, 0,21 parte em peso de copolímero de estireno/metacrilato de metila, 0,2 parte em peso de peróxido de benzoíla e 0,1 parte em peso de sulfato de bário;
   • g) adicionar à mistura dos sólidos obtida na etapa
   • (f) um componente líquido compreendendo 98% em peso de monômero metacrilato de metila (ΜΜΆ), 1,5% em peso de N,N-Dimetil-p-toluidina e 0,5% em peso de hidroquinona, na proporção sólido:líquido de 3:1, por preferencialmente três minutos; e
   • h) adicionar água ao cimento na proporção de 1:12 e homogeneizar por um minuto.
2. Método, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de, na etapa (a) , a concentração total de ions [Ca2+] + [Sr2+] em solução ser preferencialmente igual a 0,10 mol.L-1.
3. Método, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de, na etapa (b) , a solução aquosa de ácido fosfórico (H3PO4) ter preferencialmente concentração de 0,06 mol.L-1 e a solução de hidróxido de amónio (NH4OH) ter preferencialmente concentração de 0,5 mol.L-1.
4. Método, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de, na etapa (b) , a solução ficar sob agitação média de preferencialmente 22.000 rpm por pelo menos 5 min.
5. Método, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de, na etapa (c) , a solução ficar sob agitação média de preferencialmente 22.000 rpm por pelo menos 1 hora.
6. Método, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de, na etapa (d), o precipitado ser preferencialmente lavado repetidamente com água e na sequência com etanol.
7. Método, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de, na etapa (e), o referido tratamento térmico ocorrer preferencialmente por um período de 8 horas a 600 °C.
8. Método, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de, na etapa (f), o referido sulfato de bário ser um agente radiopaco.
9. Método, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de, na etapa (g) , o bicarbonato de sódio e o ácido cítrico serem utilizados conjuntamente como agentes porogênicos.
10. Método, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de, na etapa (h) , a água ser preferencialmente água deionizada.
11. Método, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de, após a etapa (h), a mistura ser transferida para um molde com restrição de volume, de modo a conter a expansão, ou ser diretamente moldada pelo operador especializado.
12. Composição de cimento para reparo ósseo, caracterizado pelo fato de compreender:

    • - 1,0% de nanopartículas de hidroxiapatita substituída com estrôncio, em que o teor de estrôncio varia de 4,0% a 96,8%;
    • - pelo menos 89, 0% de Polimetilmetacrilato (ΡΜΜΆ)
    • - até 10,0% de sulfato de bário (Ba2SO4) e citrato de sódio (Na3C6H5O7) .
13. Composição, de acordo com a reivindicação 12, caracterizado pelo fato de ser obtida preferencialmente pelo método conforme definido nas reivindicações 1 a 11.
14. Composição, de acordo com a reivindicação 13, caracterizado pelo fato de se apresentar preferencialmente como material sólido maleável que compreende poros interconectados.
15. Composição, de acordo com a reivindicação 14, caracterizado pelo fato de o referido material ter porosidade total de poros abertos maior que 60%, e um tamanho médio de poros que varia de 650 a 1800 μm.
16. Composição, de acordo com qualquer uma das reivindicações 13 a 15, caracterizado pelo fato de o estrôncio estar majoritariamente localizado na superfície dos poros.
17. Uso da composição, definida nas reivindicações 12 a 16, caracterizado pelo fato de ser na preparação de um material substituto, preenchedor ou reparador de falhas ósseas humanas.
18. Uso, de acordo com a reivindicação 17, caracterizado pelo fato de as referidas falhas serem provocadas principalmente por infecções, traumatismos e neoplasias.
19. Uso, de acordo com a reivindicação 17, caracterizado pelo fato de o material substituto ósseo ser preferencialmente utilizado para tratar grandes falhas ósseas secundárias ao tratamento de tumores e infecções do esqueleto.
20. Uso, de acordo com a reivindicação 17, caracterizado pelo fato de a referida preparação ser ajustada em relação as condições do paciente, variando-se o teor de estrôncio da nanopartícula.
21. Uso, de acordo com a reivindicação 20, caracterizado pelo fato de que para preparação de um material clmentício reparador para tratar lesões de pacientes osteoporóticos o teor de estrôncio entregue no local do defeito deve ser pelo menos de 2 mg/L em relação ao volume total de cimento.

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