BR112021004852A2 - composições odontológicas e médicas que possuem uma múltipla fonte de íons metálicos - Google Patents
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- C04B—LIME, MAGNESIA; SLAG; CEMENTS; COMPOSITIONS THEREOF, e.g. MORTARS, CONCRETE OR LIKE BUILDING MATERIALS; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES; TREATMENT OF NATURAL STONE
- C04B2111/00—Mortars, concrete or artificial stone or mixtures to prepare them, characterised by specific function, property or use
- C04B2111/00474—Uses not provided for elsewhere in C04B2111/00
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Abstract
A presente invenção fornece composições biocerâmicas de silicatos multimetálicos cristalinos multiparticulados contendo estruturas de duplos tetraedros de sílica, tais como Estrôncio-akermanita (Sr2MgSi2O7), Akermanita (Ca2MgSi2O7), Bagdadita (Ca3ZrSi2O9), Hardistonita (Ca2ZnSi2O7), como fonte para liberação controlada de múltiplos íons metálicos, tais como Ca2+, Mg2+, Zr4+, Sr2+,
Zn2+ para uso médico e odontológico. A presente invenção também inclui usos médicos e odontológicos das composições divulgadas, por exemplo, na regeneração de tecidos, incluindo tecido ósseo.
Description
[0001] A presente invenção se refere ao campo da medicina e odontologia.
[0002] A cárie é um processo causado por bactérias que leva à destruição de tecidos dentários e pode levar à perda do elemento dentário, se não for tratada a tempo. Uma vez instalada, sua evolução pode ser dividida em 3 fases. Na primeira fase, a cárie atinge apenas o esmalte dentário; em uma segunda fase, ela se aprofunda e invade a dentina; na terceira fase, ela atinge o canal radicular. Na segunda e principalmente na terceira fase, a dor de dente é causada principalmente pelo processo inflamatório causado pela agressão bacteriana.
[0003] Para prevenir o processo da cárie e restaurar a função dentária normal, diversas técnicas e procedimentos, utilizando diferentes materiais, são utilizados no tratamento da cárie. Após o diagnóstico da cárie, o primeiro passo é a remoção total ou parcial do tecido careado, seguido pelas etapas de proteção da polpa (artérias, veias e nervos) e a restauração definitiva do dente. Dois materiais são usados para a restauração dentária. Um primeiro material, chamado de material restaurador intermediário, é utilizado internamente e possui propriedades biológicas que protegem a polpa, e um segundo material, chamado material restaurador definitivo, é utilizado externamente e restaura a forma externa do dente. A proteção da polpa com o material restaurador intermediário antes do material restaurador final é necessária, uma vez que os materiais restauradores finais, além de não terem propriedades biológicas para proteger a polpa, costumam ser agressivos a ela. É desejável que estes materiais intermediários tenham a capacidade de criar um ambiente inóspito para o crescimento bacteriano por meio de um pH elevado, além de ter capacidade de bioatividade para promover o reparo da polpa e do restante da dentina.
[0004] Entre os produtos comumente utilizados como materiais restauradores finais ou como materiais de preenchimento do canal radicular estão o hidróxido de cálcio e os cimentos de ionômeros de vidro, mas nos últimos anos, com o avanço dos métodos de avaliação da bioatividade, sabe- se que a eficácia desses materiais nos tratamentos é afetada por suas propriedades. Alguns estudos demonstraram que o efeito da bioatividade no uso de hidróxido de cálcio ou de cimentos à base de ionômero de vidro, por exemplo, em uma lesão de cárie, é extremamente baixo, sendo equivalente aos materiais inertes como cera (Corralo DJ, Maltz M (2013) “Clinical and ultrastructural effects of different liners/restorative materials on deep carious dentin: A randomized clinical trial.” Caries Research 47,243–50) para tratamentos indiretos de capeamento pulpar em dentes primários ou permanentes (Marchi JJ, de Araujo FB, Froner AM, Straffon LH, Nor JE (2006) “Indirect pulp capping in the primary dentition: a 4-year follow-up study” Journal of Clinical and Pediatric Dentistry 31, 68–71; Baratieri LN, Machado A, Van Noort R, Ritter AV, Baratieri NMM (2002) “Effect of pulp protection technique on the clinical performance of amalgam restorations: three-year results” Operative Dentistry 27, 319–24).
[0005] As biocerâmicas podem ser classificadas como materiais bioinertes, bioativos ou biorreabsorvíveis, com base em sua reatividade química de superfície (Heness G, Ben-Nissan B (2004). Innovative bioceramics. Materials Forum, 27, 104–14; 10). Os materiais bioativos são materiais capazes de formar uma ligação química com tecidos vivos. No contexto dos materiais de substituição óssea, a bioatividade de um material é comumente caracterizada por sua capacidade de induzir a formação de uma camada de apatita sobre sua superfície após a imersão em fluidos biológicos (Hench LL, Splinter RJ, Allen W, Greenlee T (2004) “Bonding mechanisms at the interface of ceramic prosthetic materials.” Journal of Biomedical Materials Research, 5,117–141).
[0006] Após uma definição preliminar dos biomateriais na década de 1950, baseada principalmente no critério de inércia bioquímica e biológica máxima quando em contato com fluidos corporais (primeira geração de materiais implantáveis), a descoberta do vidro bioativo por Larry L. Hench em 1969 foi o primeiro material inorgânico a apresentar bioatividade e uma alternativa aos materiais utilizados em implantes na época.
[0007] Uma das principais características da bioatividade desses vidros bioativos se baseava na atividade dos íons Ca e Si presentes em sua composição, capaz de induzir a formação de uma camada de hidroxiapatita carbonada em sua superfície semelhante à fase mineral do osso (Baino F, Hamzehlou S, Kargozar S (2018) “Bioactive Glasses: Where
Are We and Where Are We Going?” Journal of Functional Biomaterials 9, 25).
[0008] A segunda geração de vidros bioativos era capaz de promover uma resposta positiva do sistema vivo através da formação de uma ligação implante-tecido forte e estável com os tecidos, onde eles foram implantados, ampliando o conceito de biocompatibilidade (Fiume E, Barberi J, Verné E, Baino F (2018) “Bioactive Glasses: From Parent 45S5 Composition to Scaffold-Assisted Tissue-Healing Therapies.” Journal of Functional Biomaterials 9, 24).
[0009] Na década de 80, descobriu-se que quando os vidros bioativos eram usados na forma de partículas, eles eram capazes de promover a regeneração e estimular a osteogênese, um processo de formação óssea. Posteriormente, descobriu-se que os íons metálicos presentes na composição e liberados durante a dissolução dos vidros bioativos eram responsáveis pela estimulação dos fatores de crescimento e diferenciação celular (Hench LL e Jones JR (2015) “Bioactive Glasses: Frontiers and Challenges.” Frontiers in Bioengineering and Biotechnology 3, 194).
[0010] Apesar de sua alta bioatividade, os vidros bioativos possuem uma estrutura amorfa e não cristalina, com inúmeras desvantagens físicas e químicas, incluindo: alta fragilidade, baixa resistência à flexão, baixa tenacidade, difícil manuseio, baixa coesão e alta solubilidade. Uma das formas encontradas para usar os vidros bioativos está na forma de “scaffold”, que limita a sua aplicação clínica (Wu C and Chang J (2013) “A review of bioactive silicate ceramics.” Biomedical Materials 8, 032001).
[0011] No final da década de 1960, o interesse em utilizar diversos materiais cerâmicos para aplicações biomédicas surgiu como uma alternativa aos vidros bioativos, principalmente por apresentar baixa solubilidade e melhor resistência mecânica. Um pouco mais tarde, esses materiais foram chamados de biocerâmica (Dorozhkin SV (2010) “Calcium Orthophosphates as Bioceramics: State of the Art.” Journal of Functional Biomaterials, 1, 22–107).
[0012] Ao longo dos últimos anos, novas composições dentárias baseadas nessas novas biocerâmicas foram propostas para substituir o hidróxido de cálcio e os cimentos ionômeros de vidro com o objetivo principal de aumentar a bioatividade. Dentre essas novas biocerâmicas, estão as classes de cimentos à base de silicatos de cálcio, que são cerâmicas que são apresentadas como uma fonte alternativa de cálcio, disponíveis na forma de pó/líquido ou na forma de pastas não aquosas.
[0013] Estudos mostraram uma relação entre a taxa de liberação de íons e a bioatividade biocerâmica. Embora composições ricas em cálcio possam parecer mais atraentes, pois proporcionam uma liberação mais rápida de íons Ca2+ e facilitam a formação da camada de hidróxido de apatita em sua superfície, o cálcio não parece ser um elemento essencial na composição para que as cerâmicas tenham bioatividade. Este fato é evidenciado com a forsterita nanoestruturada, que é degradável e bioativa, mesmo sendo um material isento de cálcio (Kharaziha M, Fathi MH (2009) “Synthesis and characterization of bioactive forsterite nanopowder.” Ceramics International, 35, 2449–2454). Portanto, embora as composições biocerâmicas à base de silicato de cálcio tenham a capacidade de liberar íons de cálcio, elas não fornecem outros íons metálicos (Mg2+, Zr4+, Sr2+, Zn2+) que são essenciais para uma maior bioatividade e que são capazes de induzir a regeneração e o reparo completos. Foi comprovado que os íons metálicos desempenham um papel importante em inúmeros processos relacionados à reparação e regeneração celular, além de estimular a formação óssea (Mohammadi H, Hafezi M, Nezafati N, Heasarki S, Nadernezhad A, Ghazanfari SMH, Sepantafar M (2014) “Bioinorganics in Bioactive Calcium Silicate Ceramics for Bone Tissue Repair: Bioactivity and Biological Properties.” Journal Ceramic and Science Technology 5, 1–12). Este processo de bioatividade está diretamente correlacionado com a taxa de troca dos íons metálicos na interface cerâmica com o ambiente fisiológico ao seu redor e, assim, é capaz de induzir a formação de uma camada rica em sílica na superfície cerâmica (Iwata NY, Lee GH, Tokuoka Y, Kawashima N (2004) “Sintering behavior and apatite formation of diopside prepared by coprecipitation process.” Colloids and Surfaces B, 34, 239–245).
[0014] Na odontologia, a regeneração é definida como a formação de uma dentina fisiológica, enquanto a reparação é a formação de um novo tecido semelhante ao complexo nativo de polpa-dentina no nível histológico com as funções fisiológicas esperadas (Smith AJ, Duncan HF, Diogenes A, Simon S, Cooper PR (2016) “Exploiting the bioactive properties of the dentin-pulp complex in regenerative endodontics.” Journal of Endodontics 42, 47–56). Embora um dos principais objetivos do procedimento odontológico seja a regeneração completa dos tecidos perdidos pela lesão, é improvável que as composições bioceâmicas atualmente disponíveis no mercado sejam capazes de estimular a regeneração e reparação do tecido de forma significativa.
[0015] Estudos mostraram que íons metálicos, como cálcio (Ca2+), silício (Si4+), estrôncio (Sr2+), zinco (Zn2+), boro (B3+), vanádio (V3+), cobalto (Co2+), magnésio (Mg2+) e zircônio (Zr4+) estão envolvidos no metabolismo ósseo e desempenham um papel fisiológico na angiogênese responsável pelo crescimento e mineralização do tecido ósseo. Os íons metálicos atuam como cofatores enzimáticos e, dessa forma, influenciam nas vias de sinalização celular e estimulam os efeitos que ocorrem durante a formação de tecido. Esses efeitos tornam os íons metálicos atraentes para uso como agentes terapêuticos nas áreas de engenharia de tecidos duros e moles, promovendo a regeneração e reparação (Hoppe A, Güldal NS, Boccaccini AR (2011), “A review of the biological response to ionic dissolution products from bioactive glasses and glass-ceramics.” Biomaterials 32, 2757–2774).
[0016] O primeiro relato de cimento biocerâmico com propriedades de bioatividade, ou seja, com a capacidade de liberar íons metálicos, foi realizado por Torabinejad na Patente Norte-Americana No. US 5,415,547, que propôs um material restaurador à base de cimento Portland para estruturas dentárias, conhecido como agregado trióxido mineral (MTA, do termo em inglês “mineral trioxide aggregate”). Apesar do uso de silicatos de cálcio, que são menos solúveis do que o hidróxido de cálcio, como fonte de íons de cálcio, o produto apresenta baixas propriedades físico-químicas porque é praticamente cimento Portland na forma de pó com um radiopacificador. Embora sejam considerados materiais com alguma bioatividade, e embora seus produtos de degradação não induzam uma reação inflamatória, os cimentos à base de silicato de cálcio apresentam inúmeras desvantagens relacionadas às suas propriedades físicas e biológicas, incluindo: baixa resistência mecânica, o que os torna impróprios para aplicações de suporte de carga e baixa estabilidade química (alta taxa de degradação), levando a uma condição altamente alcalina no ambiente circundante, o que o torna prejudicial à viabilidade celular e limita suas aplicações biológicas de longo prazo. É possível encontrar na literatura inúmeros relatos sobre as dificuldades de usar MTA, principalmente devido a características de manipulação inadequadas.
[0017] No Pedido de Patente Norte-Americano No. US 2003/0159618, Primus revelou um processo para a fabricação de um cimento dentário branco sem a presença de ferro e também com base na composição de um cimento Portland. Este processo resulta em um material que pode ser usado como cimento dentário para fins de restauração. No entanto, este processo apenas diminuiu o teor de ferro, mas não melhorou as propriedades físicas e biológicas desses materiais.
[0018] Na Patente Norte-Americana No. US 8,475,811, Yang desenvolveu uma formulação de cimento hidráulico para aplicações odontológicas e ortopédicas. O foco da Patente Norte-Americana No. US 8,475,811 foi obter uma pasta pré- misturada com a presença de silicatos de cálcio e um líquido carreador isento de água, com a capacidade de endurecimento com a umidade do meio fisiológico. Na formulação desenvolvida por Yang, o mecanismo de ajuste ocorre pela hidratação das fases de silicato tricálcico (Ca3SiO5) e silicato dicálcico (Ca2SiO4) que, quando estão em contato com a umidade do ambiente fisiológico, formam duas novas fases: uma fase de hidróxido de cálcio (Ca(OH)2) e uma fase gel de silicato hidratado (3CaO2SiO2.3H2O), conhecida como CSH. O entrelaçamento desta fase C-H-S, juntamente com as placas de hidróxido de cálcio a partir da saturação média, diminui a mobilidade das partículas e promove o endurecimento do material. As reações de hidratação do silicato tricálcico (Ca3SiO5) e do silicato dicálcico ocorrem de acordo com as equações a seguir: 2Ca3SiO5 + 6H2O → 3CaO.2SiO2.3H2O + 3Ca(OH)2 2Ca2SiO4 + 4H2O → 3CaO.SiO2.3H2O + Ca(OH)2
[0019] Apesar de resolver o problema de manuseio do MTA (pó/líquido) através de uma única pasta de silicato de cálcio injetável, o cimento de Yang pronto para uso não forneceu íons metálicos adicionais para melhorar a bioatividade do MTA, e ambas as formulações possuem silicatos de cálcio como a única fonte de íons de cálcio.
[0020] Na Patente Norte-Americana No. US 8,765,163 B2, Zreiqat revelou um novo material biocompatível, descrito como sendo um silicato de zinco e cálcio. O material foi desenvolvido para ser utilizado em tecidos de regeneração, incluindo o tecido ósseo. O material proposto também foi descrito como sendo usado como um revestimento para melhorar a estabilidade de longo prazo dos dispositivos médicos implantáveis. O material descrito por Zreiqat se refere à hardistonita (Ca2ZnSi2O7) modificada com Sr, Mg ou Ba, por síntese sol-gel. Após a modificação, a hardistonita é transformada em uma nova estrutura de silicato de cálcio contendo estrôncio e zinco, e tendo a fórmula a seguir: Sr0,1Ca1,2ZnSi2O7. A revelação de Zreigat refere-se especificamente a materiais utilizados como implantes, como: implantes 3D, ortopédicos, odontológicos, da coluna vertebral, de reconstrução craniofacial, para aumentar a crista alveolar e próteses de regeneração de cartilagem, entre outros tipos de implante. Embora o dispositivo médico implantável apresente melhor bioatividade devido à presença de outros íons metálicos além do cálcio, ele só foi fornecido na forma de dispositivos que impossibilitam o uso como material restaurador e/ou de vedação. Portanto, em determinadas situações, não é possível utilizar essas partes ou implantes sinterizados, como a indução da extremidade da formação radicular em dentes permanentes vitais com polpa dentária inflamada (apicigênese) ou na formação de barreira apical de tecido duro em dentes jovens, com raízes incompletamente formadas e polpa necrosada (apicificação).
[0021] Portanto, existe uma necessidade do desenvolvimento de composições médicas e odontológicas que tenham, além de propriedades físico-químicas adequadas para manipulação e tempo de endurecimento e a bioatividade desejada, permitindo seu uso como material restaurador e/ou de vedação radicular com maiores respostas biológicas (Da Rosa WLO, Cocco AR, Silva TM et al. (2018) “Current trends and future perspectives of dental pulp capping materials: a systematic review.” Journal of Biomedical Materials
Research. Parte B, Applied Biomaterials 106, 1358–1368). Atualmente, esforços consideráveis são feitos no campo da medicina e odontologia, a fim de obter e desenvolver materiais com melhores propriedades de bioatividade, visto que as composições biocerâmicas atuais não foram desenvolvidas considerando seu potencial biológico (Sadaghiani L, Gleeson HB, Youde S, Waddington RJ, Lynch CD, Sloan AJ (2016) “Growth factor liberation and DPSC response following dentine conditioning.” Journal of Dental Research 95, 1298–1307).
[0022] O uso de silicatos de múltiplos íons metálicos na fabricação de implantes médicos e odontológicos é conhecido na técnica. Várias referências relatam o efeito positivo do uso de implantes ósseos ou dentários contendo tais silicatos em relação aos aspectos fisiológicos e restauradores de partes ou implantes produzidos com eles na forma sinterizada.
[0023] No entanto, em determinadas situações, não é possível utilizar essas partes ou implantes sinterizados, especialmente em situações em que o fluxo de material é necessário para o preenchimento completo no local de aplicação médica ou odontológica da área afetada, como preenchimento endodôntico ou ressorção da raiz do dente, ou das faces opostas de ossos fraturados ou até mesmo o preenchimento de espaços entre o osso ou dente com implantes.
[0024] A presente revelação resolve os problemas estruturais das composições amorfas dos vidros bioativos e melhora a bioatividade em comparação com a biocerâmica descrita no estado da técnica, proporcionando diferenciais significativos nas composições biocerâmicas do estado da técnica, de forma a aumentar da bioatividade em situações dependendo do fluxo do material para o preenchimento completo.
[0025] A presente revelação fornece composições biocerâmicas para usos médicos e odontológicos que compreendem um silicato multimetálico cristalino multiparticulado. Em algumas concretizações, o silicato multimetálico cristalino multiparticulado é um sorossilicato. Em algumas concretizações, o sorossilicato é estrôncio-akermanita (Sr2MgSi2O7), akermanita (Ca2MgSi2O7), Baghdadita (Ca3ZrSi2O9), hardistonita (Ca2ZnSi2O7) ou uma combinação dos mesmos.
[0026] A figura 1 é um gráfico que descreve os padrões de difração de raios X da akermanita pura obtidos através da reação em estado sólido.
[0027] A figura 2 é um gráfico que descreve a distribuição granulométrica das partículas de baghdatita.
[0028] As figuras 3A a C mostram o ensaio do tempo de endurecimento. A figura 3A mostra um identador métrico tipo Gilmore e um molde de anel de aço inoxidável. A figura 3B mostra um recuo verticalmente sobre a superfície horizontal da amostra. A figura 3C mostra marcas de recuos até que não sejam mais visíveis.
[0029] As figuras 4A a C mostram o teste de solubilidade. A figura 4A mostra o molde do anel de aço inoxidável cheio de amostras. A figura 4B mostra placas de
Petri com amostras curadas após serem cobertas com água durante 24 h. A figura 4C mostra as amostras após a secagem.
[0030] As figuras 5A a C mostram o teste de fluxo. A figura 5A mostra uma placa de vidro com a amostra. A figura 5B mostra duas placas de vidro e uma massa adicional. A figura 5C mostra um disco comprimido de amostra.
[0031] As figuras 6A a C mostram o teste de radiopacidade. A figura 6A mostra um molde de anel de polipropileno cheio de amostras e uma escada (“step wedge”) de alumínio. A figura 6B mostra um molde de anel de polipropileno cheio de amostras e uma escada (“step wedge”) de alumínio. A figura 6C mostra um molde de anel de polipropileno cheio de amostras e uma escada (“step wedge”) de alumínio.
[0032] As figuras 7A a C mostram o teste para determinar a espessura do filme das composições da presente revelação. A figura 7A mostra dois quadrados opticamente planos e um dispositivo de carregamento. A figura 7B mostra dois quadrados opticamente planos após o carregamento. A figura 7C mostra um micrômetro determinando a espessura.
[0033] A figura 8 mostra a viabilidade celular determinada usando os ensaios (MTT). Os asteriscos representam diferenças significativas em relação ao grupo de controle (*p < 0,05; **p < 0,01, p < 0,001), onde CB5 é o selante da composição de biocerâmica, CS1 é o selante biocerâmico disponível comercialmente, CB6 é o reparador da composição biocerâmica, CR1 é o reparador biocerâmico disponível comercialmente, CS2 é o selante biocerâmico disponível comercialmente, CR2 é o reparador da biocerâmica disponível comercialmente e CC1 é o selante de resina disponível comercialmente. A ordem em cada conjunto de barras é, da esquerda para a direita: controle, CB5, CS1, CB6, CR1, CS2, CR2 e CC1.
[0034] As figuras 9 e 10 mostram a migração das células-tronco humanas (polpa de hDPSCs) expostas a extratos de diferentes cimentos avaliados por ensaio de cicatrização de feridas por raspagem in vitro. Em que CB5 é o selante da composição de biocerâmica, CS1 é o selante biocerâmico disponível comercialmente, CB6 é o reparador da composição biocerâmica, CR1 é o reparador biocerâmico disponível comercialmente, CS2 é o selante biocerâmico disponível comercialmente, CR2 é o reparador biocerâmico disponível comercialmente e CC1 é o selante da resina disponível comercialmente.
[0035] As figuras 11 e 12 mostram, respectivamente, a adesão celular nas células-tronco humanas (polpa de hDPSCs) expostas a extratos do selante da composição biocerâmica (CB5) e do reparador da composição de biocerâmica (CB6) e, em seguida, avaliados pelo ensaio de cicatrização de feridas por raspagem in vitro.
[0036] Os presentes inventores verificaram que a incorporação de silicatos multiparticulados cristalinos multimetálicos nas formulações odontológicas ou de cimento ósseo é possível, e também que a taxa de dissolução e o pH em torno da área de aplicação são fisiologicamente aceitáveis. Eles também verificaram que certos silicatos múltiplos, quando estão sob a forma multiparticulada,
possuem características estruturantes na cavidade ou no local de aplicação.
[0037] Esta revelação fornece composições biocerâmicas, nas formas de pó/líquido ou de pasta, compreendendo silicatos multiparticulados cristalinos multimetálicos como uma fonte de íons metálicos, como Ca2+, Mg2+, Zr4+, Sr2+ e Zn2+, para promover a bioatividade. As composições reveladas podem ser utilizadas em aplicações médicas e odontológicas, por exemplo, para uso na regeneração tecidual, incluindo de tecido ósseo. No entanto, será observado que as composições não se limitam a essas aplicações específicas.
[0038] Os silicatos multimetálicos cristalinos são materiais de silicato com estrutura cristalina de dois tetraedros do grupo aniônico (Si2O7)6- ligados por um íon oxigênio e, portanto, com uma carga negativa de seis (-6). Esta estrutura cristalina tem uma forma de ampulheta com o íon oxigênio no centro sendo compartilhado pelo tetraedro duplo, em uma relação de silício/oxigênio de 2/7, e o duplo tetraedro, por sua vez, é ligado pelos diferentes cátions metálicos presentes na formulação. Os compostos com a dita estrutura são chamados de sorossilicatos.
[0039] A estrutura dos sorossilicatos apresenta diferenças na estrutura cristalina e na composição química quando comparada com os nesossilicatos, como silicato tricálcico (Ca3SiO5) e silicato dicálcico (Ca2SiO4). Os nesossilicatos têm uma estrutura cristalina de tetraedro de sílica isolado (SiO4)4- ligado por um único íon metálico, Ca2+. A estrutura cristalina dos sorossilicatos consiste em dois tetraedros de sílica conectados por um átomo de oxigênio compartilhado (Si2O7)6- através de uma ligação covalente (Si- O), sendo estes tetraedros duplos ligados por dois íons metálicos selecionados dentre Ca2+, Mg2+, Zr4+, Zn2+ e Sr2+.
[0040] Devido à sua estrutura cristalina e formulação química, os sorossilicatos possuem características únicas em termos de bioatividade. Seu tetraedro duplo de sílica lhes confere uma baixa solubilidade que, ao liberar seus múltiplos íons metálicos de forma constante e equilibrada, é capaz de promover a diferenciação osteogênica dos osteoblastos, das células da polpa dentária, das células do estroma da medula óssea; das células-tronco derivadas de tecido adiposo, dos fibroblastos e das células do ligamento periodontal (Hoppe A, Güldal NS, Boccaccini AR (2011), “A review of the biological response to ionic dissolution products from bioactive glasses and glass- ceramics.” Biomaterials 32, 2757-2774); e também são capazes de acelerar a regeneração óssea in vivo.
[0041] Além disso, os sorossilicatos possuem uma gama relativamente ampla de composições químicas, e suas propriedades físicas, químicas e biológicas podem ser otimizadas para atender aos requisitos de regeneração tecidual de acordo com o tipo de íon metálico utilizado.
[0042] Exemplos de silicatos multimetálicos cristalinos adequados são compostos do grupo do sorossilicato, como estrôncio-akermanita (Sr2MgSi2O7), akermanita (Ca2MgSi2O7), Baghdadita (Ca3ZrSi2O9) e Hardistonita (Ca2ZnSi2O7).
[0043] O mecanismo estruturante das composições biocerâmicas aqui descritas é distinto das composições à base de silicatos de cálcio, que quando hidratados, formam uma fase C-S-H. Quando as composições bioceânicas aqui descritas estão em contato com a água, o hemi-hidrato de sulfato de cálcio (CaSO4.1/2H2O) presente em sua composição é dissolvido em di-hidrato (CaS 24.2H2O), que é pouco solúvel, causando uma saturação no ambiente fisiológico e, consequentemente, a precipitação em cristais em forma de agulha. A imbricação dessas agulhas de di-hidrato de sulfato de cálcio (CaSO4.2H2O) com cristais hidratados de sorossilicato (M1.M2.Si2O7.H2O) proporciona coesão e resistência mecânica às composições biocerâmicas descritas na presente invenção, ao mesmo tempo em que a interação entre os cristais em crescimento causa uma pequena expansão desejável, o mecanismo da reação pode ser demonstrado na equação a seguir, em que M1 e M2 são selecionados independentemente de Ca2+, Mg2+, Zr4+, Sr2+ e Zn2+: M1M2Si2O7 +(CaSO4.½H2O) + H2O → M1.M2.Si2O7.H2O + CaSO4.2H2O + calor
[0044] As composições biocerâmicas reveladas na presente invenção, quando entram em contato com o líquido corporal, liberam os íons metálicos (M+ = Ca2+, Mg2+, Zr4+, Sr2+ ou Zn2+) que são trocados por H+ pela ruptura da ligação silício-oxigênio-metal (Si-O-M+). Em seguida, esses íons H+ se ligam ao silicato (Si2O7)6- para formar uma camada coloide amorfa rica em sílica (Si-OH), conhecida como silanol, a reação é demonstrada na equação abaixo: Si⎯O⎯M+ + H+ + OH- → Si⎯OH + M+(aq) + OH-
[0045] Após a formação dos grupos silanol, o pH da solução aumenta na superfície do material, causando a condensação e a repolimerização do mesmo, para formar uma camada de sílica gel sobre a superfície da composição biocerâmica, de acordo com a reação descrita na equação a seguir: Si⎯OH + Si⎯OH → Si⎯O⎯Si + H2O
[0046] Como resultado dessas etapas iniciais, a superfície das composições biocerâmicas aqui reveladas exibe um pH alcalino e uma concentração adequada de múltiplos íons metálicos, nos quais essa liberação constante dos íons metálicos em um ambiente quimicamente equilibrado possibilita mudanças enzimáticas que influenciarão e estimularão a diferenciação celular e, dessa forma, a formação de tecidos, promovendo a reparação e a regeneração da área afetada, e mais especificamente, a reparação e a regeneração dos complexos tecido-osso e dentina-polpa.
[0047] Em uma concretização, as composições biocerâmicas estão disponíveis na forma de fase de pó e de um carreador líquido aquoso.
[0048] Em uma concretização, as composições biocerâmicas estão disponíveis na forma de pastas não aquosas.
[0049] Em um aspecto adicional, as composições biocerâmicas apresentam radiopacidade, ou seja, a capacidade do material de refletir os raios-X utilizados em um exame radiológico. Essa característica é muito importante para o material utilizado na área odontológica e médica. Para transmitir essa característica ao material, vários agentes radiopacificadores podem ser usados, tanto para as formas de pó como de pasta, como por exemplo, derivados de bário, zircônio, bismuto, tântalo, titânio e tungstênio, dentre outros, mas eles não se limitam a estes. Exemplos de agentes radiopacificadores adequados são sulfato de bário, óxido de zircônio, óxido de bismuto, óxido de tântalo, óxido de titânio e tungstato de cálcio. Em uma concretização, o agente radiopacificador é o tungstato de cálcio.
[0050] Em outro aspecto, as composições biocerâmicas compreendem um agente de endurecimento. Para transmitir esse endurecimento à composição, vários agentes de endurecimento podem ser usados para ambas as formas de pó e pasta, como acetato de cálcio, sulfato de cálcio, carbonato de cálcio, oxalato de cálcio, sulfato de potássio ou uma combinação dos mesmos. Em uma concretização, os agentes de endurecimento adequados são sulfato de cálcio e sulfato de potássio.
[0051] Em algumas concretizações, a água é utilizada como um carreador da fase líquida da composição.
[0052] Em outro aspecto, as composições biocerâmicas compreendem um agente acelerador. Para transmitir essa característica ao material, vários agentes aceleradores podem ser usados no carreador líquido aquoso, compreendendo pelo menos um selecionado dentre cloreto de cálcio, nitrato de cálcio, formiato de cálcio, gluconato de cálcio, lactato de cálcio, ácido cítrico ou uma combinação dos mesmos.
[0053] Um plastificante adequado da composição pode ser usado na fase líquida, como, por exemplo, pelo menos um dos materiais derivados da polivinil pirrolidona, álcool polivinílico, polietilenoglicol ou combinações dos mesmos.
[0054] Carreadores líquidos não aquosos adequados das composições na forma de uma pasta não aquosa podem ser membros de um grupo glicol, tal como etilenoglicol, propilenoglicol, polietilenoglicol, polipropilenoglicol, glicerina, éter dietilenoglicoldimetílico, éter dietilenoglicolmonoetílico, butilenoglicol ou combinações dos mesmos.
[0055] As composições biocerâmicas aqui reveladas também podem incluir um agente de controle de reologia incorporado na pasta para ajustar a reologia. Agentes de controle de reologia adequados podem ser selecionados a partir de micro e nanopartículas inorgânicas de diferentes grupos de óxidos de silício, como sílica pirogênica hidrofílica, óxido de silício, sílica pirogênica ou combinações dos mesmos.
[0056] Em uma concretização, as composições biocerâmicas têm uma fase em pó e um carreador líquido aquoso, em que a fase sólida compreende de 20 a 90% em peso de pelo menos um silicato multimetálico cristalino multiparticulado, de 10 a 50% em peso de um agente radiopacificador, de 1 a 20% em peso de um agente de endurecimento, e em que o carreador líquido aquoso compreende de 50 a 98% em peso de um veículo, de 2 a 30% em peso de um agente acelerador e de 0,5 a 10% em peso de um plastificante. Em uma concretização, a fase sólida compreende de 40 a 70% em peso de pelo menos um silicato multimetálico cristalino multiparticulado, de 20 a 40% em peso de um agente radiopacificador, de 2 a 10% em peso de um agente de endurecimento, e o carreador líquido aquoso compreende de 70 a 85% em peso de um veículo, de 5 a 20% em peso de um agente acelerador e de 1 a 5% em peso de um plastificante.
[0057] Em uma concretização, as composições biocerâmicas na forma de pasta não aquosa compreendem de 10 a 60% em peso de pelo menos um silicato multimetálico cristalino multiparticulado, de 30 a 70% em peso de um agente radiopacificador, de 1 a 20% em peso de um agente de endurecimento, de 0,5 a 10% em peso de um agente de controle de reologia e de 20 a 60% em peso de um carreador líquido não aquoso. Em uma concretização, as composições biocerâmicas compreendem de 20 a 40% em peso de pelo menos um silicato multimetálico cristalino multiparticulado, de 20 a 40% em peso de um agente radiopacificador, de 2 a 10% em peso de um agente de endurecimento, de 1 a 5% em peso de um agente de controle de reologia e de 20 a 40% em peso de um carreador líquido não aquoso.
[0058] Em outra concretização, a presente invenção fornece um método para induzir a regeneração de tecido, que compreende colocar a composição biocerâmica da presente invenção no tecido a ser reparado.
[0059] Esta revelação também inclui o uso das composições biocerâmicas reveladas para aplicações odontológicas e médicas, como por exemplo, para uso na regeneração do tecido, incluindo do tecido ósseo.
[0060] Descrições particulares da invenção são ilustradas nos exemplos a seguir. No entanto, os exemplos ilustram concretizações preferenciais da invenção e, portanto, não devem ser considerados limitantes em seu escopo.
EXEMPLOS EXEMPLO 1: Preparação das composições biocerâmicas na forma de pó/líquido
[0061] Nas composições biocerâmicas 1 e 2, conforme descrito na tabela 1, os componentes sólidos foram primeiramente preparados em pó usando um misturador planetário na seguinte sequência: sorossilicato, agente radiopacificador e agente de endurecimento em velocidade abaixo de 400 rpm, durante cerca de 30 minutos até a homogeneização completa. O carreador líquido aquoso foi preparado utilizando um agitador mecânico e os componentes foram adicionados na seguinte sequência: água, agente acelerador e plastificante a uma velocidade abaixo de 800 rpm, durante cerca de 60 minutos até a homogeneização completa. Tabela 1: Composições biocerâmicas Fase em pó Carreador líquido aquoso Amostra Sorossilicato Radiopacificador Agente de Veículo Agente Plastificante endurecimento acelerador CB 1 Akermanita Tungstato de Sulfato de Água Cloreto de Álcool 68% cálcio cálcio/ 75% cálcio polivinílico 22% sulfato de 20% 5% potássio 10% CB 2 Baghdadita Tungstato de Sulfato de Água Cloreto de Álcool 68% cálcio cálcio/ 75% cálcio polivinílico 22% sulfato de 20% 5% potássio 10% EXEMPLO 2: Preparação das composições biocerâmicas na forma de pasta não aquosa
[0062] As composições biocerâmicas na tabela 2 abaixo foram preparadas misturando o componente líquido (carreador) com os componentes sólidos em um agitador mecânico, na seguinte sequência: sorossilicato, radiopacificador, agente de controle de reologia e agente de endurecimento com velocidade inferior a 500 rpm, durante aproximadamente 45 minutos até a homogeneização completa. Tabela 2: Composições biocerâmicas Pasta não aquosa Sorossilicato Radiopacificador Carreador Agente de Agente de Amostra líquido controle endurecimento de reologia CB 3 Hardistonita Tungstato de Polietileno- Óxido de Sulfato de 26% cálcio glicol silício cálcio/sulfato 37% 25% 2% de potássio 10% CB 4 Estrôncio- Tungstato de Polietileno- Óxido de Sulfato de akermanita cálcio glicol silício cálcio/sulfato 35% 35% 25% 2% de potássio 3% Sulfato de Polietileno- Óxido de Akermanita Óxido de zircônio cálcio/sulfato CB 5 glicol silício 22% 35% de potássio 33% 2% 8% Sulfato de Polietileno- Óxido de Akermanita Óxido de zircônio cálcio/sulfato CB 6 glicol silício 30% 28% de potássio 29% 4% 9% EXEMPLO 3: Caracterização físico-química das composições biocerâmicas
[0063] O componente de sorossilicato foi caracterizado pela difração de raios X para identificar as fases constituintes e por difração a laser para identificar sua distribuição de tamanho de partícula. A figura 1 apresenta o padrão de difração de raios-x mostrando a identificação característica dos picos do sorossilicato de akermanita com a presença da fase cristalina de Ca2MgSi2O7. A figura 2 apresenta a distribuição de tamanho de partícula da fase de akermanita com d50 menor que 1,58 μm.
[0064] A caracterização físico-química das composições biocerâmicas 1 a 6 foi realizada de acordo com a norma ISO 6876: 2012 - Dentistry - Root canal sealing materials. Para determinar o tempo de endurecimento, 3 amostras de prova de cada composição descrita nos exemplos 1 e 2 foram produzidas e mantidas em uma câmara climática a 37 ± 1°C e a 95 ± 5%. Dez minutos após a preparação das amostras, elas foram submetidas à marcação com o auxílio de uma agulha de Gilmore. Os tempos decorridos desde o início da produção das amostras até o momento em que não era mais possível visualizar qualquer tipo de marcação de agulha na superfície do material foram registrados (figuras 3A a C). O resultado do tempo de endurecimento é mostrado na tabela
3.
[0065] Para os testes de solubilidade, foram preparadas duas amostras de prova com 20 mm de diâmetro e 1,5 mm de altura de cada composição descrita nos exemplos 1 e 2. Estas amostras foram mantidas em água destilada em placas de Petri a 37 °C durante 24 horas. Após este período, a água acompanhada pelas amostras foi filtrada em papel filtro e coletada em uma segunda placa de Petri (massa inicial). Esta placa foi mantida em uma mufla de aquecimento a 100 °C e a água foi completamente evaporada. A solubilidade foi determinada pela diferença entre a massa inicial e a massa final da placa de Petri (figuras 4A a C) e o resultado está apresentado na tabela 3.
[0066] O fluxo foi determinado utilizando três amostras de cada uma das composições biocerâmicas de 1 a 4 descritas nos exemplos 1 e 2. Foram utilizadas duas placas de vidro com dimensões de 40 mm (altura) x 40 mm (largura) x 5 mm (espessura). Com o auxílio de uma seringa graduada, 0,050 ± 0,005 ml de cada amostra foi colocado em uma das placas de vidro. Após 180 segundos desde o início da preparação da amostra, a outra placa de vidro, e um peso de 100 g, foram colocadas sobre o material. Dez minutos após o início do teste, o peso foi removido, e os maiores e menores diâmetros do disco formado pelas composições biocerâmicas foram medidos (figuras 5A a C). O resultado do fluxo está mostrado na tabela 3.
[0067] Para determinar a radiopacidade das composições biocerâmicas 1 a 6 dos exemplos 1 e 2, foram produzidas amostras com 10 mm de diâmetro e 1,00 ± 0,01 mm de altura. As amostras foram posicionadas perto de uma escala de alumínio (1 a 7 mm de Al) para comparação da densidade óptica. Um sensor digital, junto com um emissor de raios-x, foram usados para capturar as imagens (figuras 6A a C). O resultado da radiopacidade é mostrado na tabela 3.
[0068] A espessura do filme das composições biocerâmicas 1 a 4 dos exemplos 1 e 2 foi determinada pela aplicação do material entre duas placas de vidro quadradas planas com espessura de 5 mm e uma superfície de contato de aproximadamente 200 mm2. Após 3 minutos desde a aplicação do material, uma carga de 150 N foi aplicada sobre o conjunto e a espessura do filme foi medida com um micrômetro (figuras 7A a C). Este ensaio foi repetido três vezes para cada uma das composições, e o resultado da espessura do filme está mostrado na tabela 3.
Tabela 3: propriedades físicas das composições biocerâmicas 1 a 6.
Tempo de Radiopa- Espessura do endureci- Solubilidade Vazão (mm) cidade filme mento (%) (mm de Al) (µm) (min) CB 1 60 ± 17 1,52 ± 0,02 18,52 ± 2,95 ≥ 6 27 ± 3 CB 2 70 ± 15 1,64 ± 0,06 19,12 ± 1,17 ≥ 6 22 ± 3 CB 3 180 ± 20 2,75 ± 0,02 23,05 ± 2,15 ≥ 6 14 ± 1 CB 4 160 ± 17 2,64 ± 0,03 22,73 ± 1,75 ≥ 6 11 ± 2 CB 5 200 ± 35 1,29 ± 0,37 22,32 ± 1,94 ≥ 6 37 ± 8 CB 6 90 ± 29 1,02 ± 0,15 Não aplicável ≥ 6 Não aplicável
[0069] A liberação dos íons das composições biocerâmicas 1 a 6 foi determinada por espectroscopia de emissão atômica por plasma acoplado indutivamente (ICP-AES). As amostras foram preparadas de acordo com o procedimento descrito nos exemplos 1 e 2. Os discos das amostras preparadas foram mantidos em 30 ml de uma solução simulada de fluido corporal (SBF) em pH 7,25 a 37 ºC e avaliados em 1, 3, 5, 7, 10 e 20 dias. As concentrações de íons da SBF foram semelhantes às encontradas no plasma sanguíneo humano de acordo com Kokubo (Kokubo T (1990) “Surface chemistry of bioactive glass-ceramics” Journal of Non-Crystalline Solids 120, 138–151). Alíquotas da solução foram coletadas em 1, 3, 5, 10 e 20 dias, e as concentrações de íons (Ca2+, Mg2+, Zr4+, Zn2+, Si4+) nas soluções foram determinadas por ICP-AES, conforme é mostrado na tabela 4. As variações de pH das soluções resultantes também foram determinadas com um medidor de pH digital. Os resultados estão apresentados na tabela 4. Tabela 4: concentração dos íons liberados das composições biocerâmicas 1 a 6. Concentração iônica (ppm) pH Dias CB 1 CB 2 CB 3 CB 4 CB 5 CB6 CB1 CB 2 CB 3 CB 4 CB 5 CB6 Ca Ca Ca Sr Ca Ca (180) (120) (110) (150) (132) (174) 1 7,7 8,2 7,5 9,2 10,2 10,4 Mg (50) Zr (32) Zn (20) Mg (80) Mg (56) Mg (92) Si (52) Si (45) Si (40) Si (35) Si (23) Si (63) Ca Ca Ca Sr Ca Ca (215) (132) (109) (180) (145) (176) 3 8,2 9,0 8,0 9,4 11,2 11,6 Mg (51) Zr (36) Zn (25) Mg (82) Mg (63) Mg (89) Si (56) Si (47) Si (42) Si (32) Si (35) Si (58) Ca Ca Ca Sr Ca Ca (220) (125) (100) (150) (151) (172) 5 8,0 9,5 7,6 9,2 10,2 10,9 Mg (50) Zr (30) Zn (27) Mg (82) Mg (52) Mg (87) Si (54) Si (42) Si (37) Si (32) Si (35) Si (54) Ca Sr Ca Ca Ca (90) Ca (95) (200) (145) (140) (168) 10 Zr (28) Zn (21) 8,5 8,7 7,8 9,0 10,6 10,8 Mg (47) Mg (80) Mg (50) Mg (86) Si (39) Si (40) Si (43) Si (38) Si (26) Si (51) Ca Sr Ca Ca Ca (95) Ca (92) (172) (110) (137) (165) 20 Zr (27) Zn (17) 8,7 8,2 7,4 9,5 10,4 10,9 Mg (42) Mg (72) Mg (43) Mg (82) Si (32) Si (39) Si (38) Si (27) Si (19) Si (43) EXEMPLO 4: Ensaio para determinar a formação de hidroxiapatita
[0070] Para avaliar a capacidade de formação de hidroxiapatita pelas composições biocerâmicas, amostras com tamanho de partícula médio de 1,5 μm foram armazenadas em uma solução de líquido corporal simulado (SBF) em pH 7,25 a 37 °C, e as avaliadas foram feitas nos dias 1, 3, 5, 7, 10 e 20 utilizando a razão massa/volume de 1,5 mg/mL. Após 20 dias, os discos foram lavados com água e secos a 60 °C. A quantidade de hidroxiapatita foi determinada pelo teor de fósforo (P) nas amostras por espectrometria de fluorescência de raios X por energia dispersiva. A porcentagem de massa encontrada está relacionada à formação de hidroxiapatita. Os resultados são apresentados na tabela 5. Tabela 5: porcentagens empeso de fósforo obtidas por mapeamento de área por fluorescência de raios X das composições biocerâmicas 1 a 6.
Dias Elemento P (%) Amostras 1 2 3 5 10 20 CB 1 0,081 0,075 0,080 0,131 0,203 0,213 CB 2 0,062 0,071 0,075 0,082 0,101 0,123 CB 3 0,055 0,051 0,063 0,079 0,088 0,095 CB 4 0,079 0,085 0,094 0,099 0,125 0,182 CB 5 0,082 0,090 0,105 0,122 0,143 0,196 CB 6 0,095 0,105 0,132 0,160 0,184 0,208
[0071] Embora algumas concretizações sejam mostradas e descritas na presente invenção, uma pessoa versada no assunto compreenderá que modificações e variações são possíveis à luz dos ensinamentos acima. EXEMPLO 6: viabilidade celular em células-tronco humanas (polpa de hDPSCs)
[0072] O número de células viáveis ou a viabilidade celular após a exposição a composições biocerâmicas foi determinado utilizando o indicador cromogênico brometo de 3- (4,5-dimetiltiazol)-2,5-difeniltetrazólio (MTT) por 72 horas.
[0073] A viabilidade celular observada após a incubação encontrada foi comparada com o controle (sem cimentos) e com um selante de resina disponível comercialmente (CC1), no qual o controle apresentou a maior viabilidade celular, enquanto o CC1 apresentou a menor, ou seja, apresentando um resultado insatisfatório para CC1.
[0074] Também foi possível observar diferenças entre o selante da composição biocerâmica (CB5), o selante biocerâmico disponível comercialmente (CS1), o reparador da composição biocerâmica (CB6), o reparador biocerâmico disponível comercialmente (CR1), o selante biocerâmico disponível comercialmente (CS2) e o reparador biocerâmico disponível comercialmente (CR2). Os resultados estão apresentados na figura 8. EXEMPLO 7: Migração celular em células-tronco humanas (polpa de hDPSCs)
[0075] A diminuição gradual da migração celular ao longo do tempo indica uma cicatrização mais rápida da região danificada e uma resposta positiva em termos de taxa de cura. A migração das células-tronco humanas (polpa de hDPSCs) na presença de composições biocerâmicas, como na presença de um controle e de um selante de resina disponível comercialmente, foi avaliada pelo ensaio de cicatrização de feridas por raspagem in vitro.
[0076] Também foi possível observar diferenças entre o selante da composição biocerâmica (CB5), o selante biocerâmico disponível comercialmente (CS1), o reparador da composição biocerâmica (CB6), o reparador biocerâmico disponível comercialmente (CR1), o selante biocerâmico disponível comercialmente (CS2) e o reparador biocerâmico disponível comercialmente (CR2), em que o selante da composição biocerâmica (CB5) e o reparador da composição biocerâmica (CB6) apresentaram menor migração celular em comparação com o selante biocerâmico disponível comercialmente (CS1) e o reparador (CR2). Os resultados estão apresentados nas figuras 9 e 10. EXEMPLO 8: Adesão celular em células-tronco humanas (polpa de hDPSCs)
[0077] A adesão celular também foi avaliada por meio do ensaio de cicatrização de feridas por raspagem in vitro. As células HDPSCs foram analisadas por diferença na coloração com faloidina (núcleo celular) e DAPI para visualizar o citoesqueleto de actina.
[0078] Os resultados de adesão celular mostraram excelente interação e adesão entre as células adjacentes na presença da composição biocerâmica. O selante da composição biocerâmica (CB5) e o reparador da composição biocerâmica (CB6) apresentaram um aumento gradual do crescimento ao longo do tempo, uma morfologia estendida e um alto teor de F-actina (microfilamento celular), atingindo a confluência após 72 horas de cultura.
[0079] A análise da proliferação celular (através de um estudo de viabilidade celular), da apoptose, da adesão celular, da morfologia (através de um estudo de adesão celular) e da migração (através de um estudo de migração celular) mostrou resultados muito positivos, indicando que a composição biocerâmica proposta induz o processo de mineralização e diferenciação odonto/osteogênico na presença de células-tronco humanas específicas do dente (polpa de hDPSCs). Ainda que um selante de resina disponível comercialmente também tenha sido utilizado nos estudos comparativos, no entanto, todos os resultados não foram satisfatórios para este produto.
Claims (16)
1. Composição biocerâmica para uso médico ou odontológico, caracterizada pelo fato de que compreende pelo menos um silicato multimetálico cristalino multiparticulado e pelo menos um carreador líquido.
2. Composição biocerâmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que o silicato multimetálico cristalino multiparticulado é um sorosilicato.
3. Composição biocerâmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que o sorosilicato é selecionado a partir do grupo que consiste em Estrôncio-akermanita (Sr2MgSi2O7), Akermanita (Ca2MgSi2O7), Bagdadita (Ca3ZrSi2O9), Hardistonita (Ca2ZnSi2O7) e uma combinação dos mesmos.
4. Composição biocerâmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que está na forma de uma fase em pó e de um carreador líquido aquoso.
5. Composição biocerâmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que está na forma de pasta não aquosa.
6. Composição biocerâmica de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que contém pelo menos 10% em peso de sorosilicato.
7. Composição biocerâmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que tem uma distribuição de tamanho de partícula com d50 menor que 150 mícron.
8. Composição biocerâmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que tem uma distribuição de tamanho de partícula essencialmente com d50 menor que 5 mícron.
9. Composição biocerâmica, de acordo com a reivindicação 4, caracterizada pelo fato de que: (a) a fase de pó da composição compreende: pelo menos um agente endurecedor selecionado do grupo acetato de cálcio, sulfato de cálcio, carbonato de cálcio, oxalato de cálcio e uma combinação dos mesmos; e pelo menos um agente radiopacificador selecionado do grupo que consiste em sulfato de bário, óxido de zircônio, óxido de bismuto, óxido de tântalo, óxido de titânio e tungstato de cálcio e uma combinação dos mesmos; e (b) o carreador líquido aquoso da composição compreende: agua; pelo menos um agente acelerador do grupo que consiste em cloreto de cálcio, nitrato de cálcio, gluconato de cálcio, lactato de cálcio, formato de cálcio, ácido cítrico, sulfato de potássio e uma combinação dos mesmos; e pelo menos um plastificante do grupo que consiste em polivinilpirrolidona, álcool polivinílico, polietilenoglicol e uma combinação dos mesmos.
10. Composição biocerâmica, de acordo com a reivindicação 5, caracterizada pelo fato de que a forma de pasta não aquosa compreende: pelo menos um carreador líquido não aquoso selecionado do grupo que consiste em etilenoglicol, propilenoglicol, polietilenoglicol, polipropilenoglicol, glicerina,
dietilenoglicol dimetil éter, dietilenoglicol monoetil éter, butilenoglicol e uma combinação dos mesmos; pelo menos um agente radiopacificador selecionado do grupo que consiste em sulfato de bário, óxido de zircônio, óxido de bismuto, óxido de tântalo, óxido de titânio e tungstato de cálcio e uma combinação dos mesmos; pelo menos um agente endurecedor selecionado a partir do grupo que consiste em acetato de cálcio, sulfato de cálcio, carbonato de cálcio, oxalato de cálcio e uma combinação dos mesmos; e um agente de controle de reologia compreendendo pelo menos uma micro ou nanopartículas inorgânicas de óxido de silício.
11. Composição biocerâmica, de acordo com a reivindicação 10, caracterizada pelo fato de que o óxido de silício é selecionado do grupo que consiste em óxido de silício, sílica pirogênica, sílica pirogênica hidrofílica e uma combinação dos mesmos.
12. Composição biocerâmica, de acordo com a reivindicação 9, caracterizada pelo fato de que: (a) a fase em pó da composição compreende: de 20 a 90% em peso de pelo menos um silicato multimetálico cristalino multiparticulado; de cerca de 1% a cerca de 20% em peso de pelo menos um agente endurecedor; e de cerca de 10% a cerca de 50% em peso de pelo menos um agente radiopacificador; e (b) o carreador líquido aquoso da composição compreende:
de cerca de 50% a cerca de 98% em peso de água; de cerca de 2% a cerca de 30% em peso de pelo menos um agente acelerador; e de cerca de 0,5% a cerca de 10% em peso de pelo menos um plastificante.
13. Composição biocerâmica, de acordo com a reivindicação 9, caracterizada pelo fato de que: (a) a fase em pó da composição compreende: de 40 a 70% em peso de pelo menos um silicato multimetálico cristalino multiparticulado; de cerca de 2% a cerca de 10% em peso de pelo menos um agente endurecedor; e de cerca de 20% a cerca de 40% em peso de pelo menos um agente radiopacificador; e (b) o carreador líquido aquoso da composição compreende: de cerca de 70% a cerca de 85% em peso de água; de cerca de 5% a cerca de 20% em peso de pelo menos um agente acelerador; e de cerca de 1% a cerca de 5% em peso de pelo menos um plastificante.
14. Composição biocerâmica, de acordo com a reivindicação 10, caracterizada pelo fato de que a forma de pasta não aquosa compreende: de 10 a 60% em peso de pelo menos um silicato multimetálico cristalino multiparticulado; de cerca de 20% a cerca de 60% em peso de pelo menos um carreador líquido não aquoso;
de cerca de 30% a cerca de 70% em peso de pelo menos um agente radiopacificante; de cerca de 1% a cerca de 20% em peso de um agente endurecedor; e de cerca de 0,5% a cerca de 10% em peso de um agente de controle de reologia.
15. Composição biocerâmica, de acordo com a reivindicação 10, caracterizada pelo fato de que a forma de pasta não aquosa compreende: de 20 a 40% em peso de pelo menos um silicato multimetálico cristalino multiparticulado; de cerca de 20% a cerca de 40% em peso de pelo menos um carreador líquido não aquoso; de cerca de 20% a cerca de 40% em peso de pelo menos um agente radiopacificador; de cerca de 2% a cerca de 10% em peso de um agente endurecedor; e de cerca de 1% a cerca de 5% em peso de um agente de controle de reologia.
16. Método para induzir a regeneração de tecido, caracterizado pelo fato de que compreende colocar a composição biocerâmica, conforme definida na reivindicação 1, no tecido a ser reparado.
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