PT110191B - Sistemas biomicroeletromecânicos (biomems) para implantes metálicos avançados controlados por revestimentos piezoelétricos funcionalizados - Google Patents
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Abstract
ESTE PEDIDO DE PATENTE DESCREVE A PRODUÇÃO DE UM DISPOSITIVO CONSTITUÍDO POR UM SISTEMA BIO MICROELETROMECÂNICO (BIOMEM) PARA PROMOVER A REGENERAÇÃO ÓSSEA ATRAVÉS DO REVESTIMENTO DE UM SUBSTRATO METÁLICO BIOMÉDICO COM UMA CAMADA DE ÓXIDO FERROELÉTRICO E PIEZOELÉTRICO FUNCIONALIZADO BIOCOMPATÍVEL OU COM UMA CAMADA POLIMÉRICA PIEZOELÉTRICA FUNCIONALIZADA BIOCOMPATÍVEL E BIODEGRADÁVEL. ESTA TECNOLOGIA RELACIONA-SE TAMBÉM COM UM MÉTODO EM QUE OS SUBSTRATOS METÁLICOS BIOMÉDICOS SÃO REVESTIDOS COM CAMADAS FERROELÉTRICAS E PIEZOELÉTRICAS BIOCOMPATÍVEIS DE LITAO3 (LTO) OU COM CAMADAS PIEZOELÉTRICAS BIOCOMPATÍVEIS E BIODEGRADÁVEIS DE ÁCIDO POLI-L-LÁCTICO (PLLA) FUNCIONALIZADAS ELETRICAMENTE POR CARREGAMENTO ELÉTRICO ATRAVÉS DE UMA CONFIGURAÇÃO DE ALTA VOLTAGEM SEM CONTACTO (POLARIZAÇÃO PELA TÉCNICA DE CORONA) OU ATIVADO POR RADIAÇÃO, UTILIZANDO RADIAÇÃO ULTRAVIOLETA (UV). OS SUBSTRATOS AÇO INOXIDÁVEL 316L (316L-STAINLESS STEEL 316L-SST) REVESTIDOS COM REVESTIMENTOS LTO FUNCIONALIZADOS APRESENTAM UMA MAIOR CAPACIDADE DE ENERGIA E DE HUMEDECIMENTO DA SUPERFÍCIE, UMA MAIOR TAXA DE FORMAÇÃO DE FOSFATO DE CÁLCIO E UMA MAIOR ADSORÇÃO DE PROTEÍNAS.
Description
DESCRIÇÃO SISTEMAS BIOMICROELETROMECÂNICOS (BIOMEMS) PARA IMPLANTES
METÁLICOS AVANÇADOS CONTROLADOS POR REVESTIMENTOS PIEZOELÉTRICOS FUNCIONALIZADOS
Domínio técnico presente pedido de patente refere-se a um dispositivo constituído por um Sistema Bio Microeletromecânico (BioMEM) e a um método para produzir os referidos BioMEMS.
Antecedentes da invenção
A conceção de novos biomateriais para reparação de tecido duro revela-se muito necessária e a engenharia de tecido ósseo é considerada um importante campo na área da medicina regenerativa. 0 osso é um tecido muito diversificado com extraordinárias propriedades, estrutura e funções, protegendo os órgãos vitais [1], desempenhando importantes atividades metabólicas e auxiliando a locomoção do corpo. A sua reparação, substituição ou regeneração é crucial no tratamento clínico. 0 tecido ósseo é conhecido pela sua capacidade de regeneração e de remodelação, embora defeitos ósseos de grande escala não possam ser completamente curados, tornando necessária uma intervenção externa [2] . 0 desenvolvimento de materiais artificiais de implante destina-se habitualmente a mimetizar a estrutura e a função dos sistemas biológicos, neste caso, do osso.
Tem-se utilizado uma vasta gama de materiais sintéticos, metais, cerâmicas e polímeros, como substitutos de osso [3] . De entre o material cerâmico, os materiais à base de fosfato de cálcio são dos mais interessantes, devido às suas semelhanças com a composição do osso. Mesmo assim, devido à sua superior resistência mecânica e à sua inércia biológica/quimica, os metais e as suas ligas são importantes biomateriais estruturais em ortopedia [4]. De entre os metais e ligas utilizados rotineiramente na prática clínica, um dos mais comuns é o aço inoxidável austenítico, sendo aplicado em dispositivos temporários (placas para fratura, parafusos, pinos de anca) e próteses de longo prazo (substituições totais da anca) [4] . 0 aço inoxidável tipo 316L (aprovado pela US Food and Drug Administration (FDA) ) e suas variantes, são bastante populares na tecnologia dos implantes, devido à sua disponibilidade, baixo custo, muito boa manuseabilidade e capacidade de ser processado e moldado através várias técnicas, relativamente boa biocompatibilidade, bem como uma boa dureza, elevada resistência e propriedades mecânicas controláveis [4]. No entanto, a sua má bioatividade conduz a uma osseointegração problemática e ineficaz.
Assim, as atuais estratégias de implantação enfrentam muitas dificuldades e alguns efeitos adversos resultantes da má interação biológica na interface do implante, podendo resultar em falhas e em infeções com ela relacionadas, altamente dolorosas para o doente e onerosas para a sociedade [5]. Por exemplo, as infeções associadas à fratura óssea e a dispositivos reconstrutivos, ocorrem em até 10% dos casos, principalmente devido ao relaxamento mecânico assético do implante [ 6-7] .
Anteriormente, os implantes ortopédicos eram concebidos, simplesmente, como dispositivos mecânicos funcionais. No entanto, as limitações acima descritas exigem abordagens diferentes. De interesse, poderia ser a criação de superfícies de implantes funcionais e bioativas, por revestimento dos implantes com um material funcionalizado destinado a melhorar a aceitação por parte do tecido do hospedeiro [6] . Para além de explorar as numerosas possibilidades de administração local de fármacos para modular as reações tecidulares ín sítu, seria interessante que o próprio revestimento dos implantes pudesse facilitar uma osseointegração mais robusta nas fases iniciais [6].
Os metais biomédicos, sobretudo devido às suas excelentes propriedades mecânicas, são frequentemente utilizados em tratamentos clínicos, como elementos de suporte ou de fixação. Recentemente, e apoiando-se nas crescentes necessidades de tratamento médico, estes metais biomédicos deverão desempenhar mais funções para além das funções mecânicas, como bioativação, indução de tecido ósseo, funções antimicrobianas, antitumorais, anticoagulantes, e de armazenamento de fármacos. Isto implica uma grande transformação do metal biomédico, e a modificação da superfície continua a ser o modo mais eficaz de biofuncionalizar o material de base tradicional, dotando os metais biomédicos de diferentes funções biológicas [8].
A literatura relata vários tipos de modificações da superfície dos implantes metálicos enquanto estratégias promissoras para melhorar a tolerância dos tecidos, a resistência à corrosão e a osseointegração do implante. Entre as diferentes abordagens, dá-se relevância à modificação superficial do substrato de metal, por exemplo, com revestimentos biocompativeis, como os fosfatos de cálcio sintéticos (fosfato de cálcio (CaP) , apatites de cálcio (CAAP) e/ou carbonato de cálcio (CaCO3)) [9]. A hidroxiapatite (HAp, Caio (PO4) 6 (OH2) ) é a principal componente do osso, e a HAp sintética ou hidroxiapatite fluoretada (FHA) têm sido utilizadas como materiais de reparação de osso, aumentando o crescimento de tecido novo e promovendo a regeneração. Os compósitos cerâmicos bioativos funcionais à base de metais combinam as vantagens dos metais e da cerâmica, isto é, as boas propriedades mecânicas dos metais e a bioatividade funcional da cerâmica, mas identificaramse alguns problemas de longo prazo em materiais revestidos em camadas, relacionados com o descascamento do revestimento e com a proliferação bacteriana [9].
Outro exemplo refere-se a revestimentos híbridos orgânicosinorgânicos biocompatíveis preparados pelo método sol-gel. Consistem numa matriz inorgânica de TÍ02 onde foram incorporados, em diferentes percentagens, poli(epsiloncaprolactona) (PCL) , um polímero biodegradável e biocompatível. Os revestimentos foram utilizados para alterar a superfície de substratos TÍ-6AI4V, para melhorar a sua durabilidade e resistência à corrosão [10].
A mais recente modificação de substratos metálicos nus por engenharia de superfícies, para melhorar a resposta celular e a biocompatibilidade, ocorreu com o óxido de grafeno (GO). Devido às suas excelentes propriedades mecânicas e químicas, facilidade de modificação da superfície e de processamento, e de nano-arquitetura de superfície, as superfícies revestidas com GO promovem a adesão celular e o crescimento, tornando-as adequadas a aplicações de engenharia de tecidos. As superfícies aço inoxidável 316L revestidas com GO mostraram um aumento da hidrofilia e biocompatibilidade com células neuronais SHSY-5Y, que proliferaram bem e que apresentaram uma redução da expressão de espécies reativas de oxigénio [11].
Apesar destes exemplos mantem-se a necessidade de muito mais desenvolvimentos e melhorias. Por exemplo, os metais biomédicos revestidos com uma camada de HAp podem tornar-se interessantes articulações artificiais bioativas da anca, mas a força adesiva entre a camada HAp e o substrato continua a ser um problema, e este problema pode levar ao relaxamento do implante. Além disso, o tratamento alcalino ácido e o tratamento térmico alcalino modificam fortemente a superfície, e afetam a proliferação celular [8].
Por outro lado, sabe-se que ín vivo, os potenciais elétricos endógenos podem controlar as funções celulares, como o crescimento, a migração [13-12] e a taxa de mitose, entre outras [14]. Além disso, testes ex vivo demonstraram que sob estimulação elétrica induziram-se contrações síncronas de construções cardíacas em cultura [15], aumentou a proliferação de células e a expressão de proteínas morfogenéticas dos ossos em linhas celulares osteoblásticas [16], e ocorreu migração dirigida de células em tecidos epiteliais durante a cicatrização de feridas [17] . Vale a pena referir que a estimulação elétrica clínica de tecidos vivos demonstrou poder impulsionar o crescimento, manutenção ou regeneração de ossos, tendões e ligamentos. Complementarmente, reconhece-se que o osso, sob uma carga mecânica relacionada com a natureza piezoelétrica do colagénio e pelo movimento de fluidos iónicos na sua estrutura, gera potenciais elétricos [18]; isto reforça muito a remodelação óssea [18-20] . Assim, os materiais ou superfícies eletricamente ativos podem ter uma utilização potencialmente interessante como implantes em tecidos duros [18] .
Entre estes materiais eletricamente ativos pode-se considerar a classe dos eletretos e a classe dos piezoelétricos. Eletretos são materiais dielétricos que têm uma carqa elétrica quase permanente ou polarização dipolar, com base nas suas carqas espaciais internas. 0 comportamento de eletreto está normalmente associado a materiais poliméricos em que as carqas espaciais oriqinam campos elétricos. A sinqularidade do piezoelétrico na criação de potenciais elétricos sob stress (e vice-versa) constitui uma vantagem sobre outros materiais não piezoelétricos, uma vez que não haverá necessidade de uma fonte externa de campo elétrico. Provou-se que em superfícies de titanato de bário (BaTiO3) carreqadas neqativamente e eletricamente polarizadas, induziu-se uma formação preferencial de fosfato de cálcio, o crescimento e a proliferação celular, que pode ser adaptada através dos estímulos elétricos pulsados [18], [21]. Embora ainda não seja certo, há evidências claras de que as superfícies polarizadas são capazes de atrair proteínas e iões.
Devido ãs suas superiores propriedades eletromecânicas e ferroelétricas, os óxidos de perovskite são o principal qrupo de materiais piezoelétricos. Quando comparados com os polímeros polares, os coeficientes piezoelétricos dos piezoelétricos inorqânicos são de uma ordem de qrandeza mais elevada. Dentro dos piezoelétricos, o niobato de lítio (LiNbO3, LNO) e o tantalato de lítio (LiTaO3, LTO), foram já propostos como potenciais biomateriais e as suas respostas biolóqicas foram avaliadas [20, 22-25] . Estudos ín vítro revelaram melhores taxas de proliferação e melhoria da função dos osteoblastos através da formação de minerais nas superfícies de LNO neqativamente e positivamente carreqadas [20]. Por consequinte, estes materiais podem constituir possíveis plataformas para a fixação das células e, posteriormente, modelos de crescimento de tecidos, relevantes para uma maior integração com o tecido ósseo hospedeiro. Além disso, estudos recentes dos atuais requerentes sobre os pós LNO e LTO classificam-nos como ferroelétricos bioativos [26].
presente pedido de patente descreve uma estratégia alternativa para o revestimento de um substrato metálico biomédico com uma camada de óxido ferroelétrico e piezoelétrico funcionalizado biocompatível ou com uma camada polimérica piezoelétrica funcionalizada biocompatível e biodegradável; ou seja, a combinação de uma camada ferroelétrica e piezoelétrica funcional com um implante metálico, em que o piezoelétrico pode constituir uma abordagem potencial para uma osseointegração bem-sucedida.
Patentes relacionadas documento CN1785439 A revela uma camada piezoelétrica biológica ativa revestida em substrato de Ti, preparada a partir de fluorohidroxiapatite (FHA) e de titanato de bário (BT) , através de limpeza da superfície do substrato de Ti, de oxidação por microarco para formar uma camada constituída por uma película porosa de óxido, e por deposição eletroforética, para formar uma camada FHABT sobre a superfície do substrato de Ti. As suas vantagens consistem num controlo fácil do conteúdo F, na elevada estabilidade de implantação, na força de ligação à interface, na biocompatibilidade e bioatividade, e no importante efeito de promoção da geração de osso biológico, participando na conversão de energia no corpo humano. 0 presente pedido de patente difere daquela patente, por: i) o material bioativo é diferente: LTO versus Hap; ii) o substrato é diferente:
aço inoxidável versus Ti; películas densas versus películas porosas; deposição baseada em sol-gel versus deposição eletroforética; iii) o presente pedido de patente reivindica a utilização de um material piezoelétrico e ferroelétrico, não reivindicado nesta patente; iv) o presente pedido de patente reivindica a funcionalização do revestimento piezoelétrico, não reivindicado nesta patente.
documento US2007/0122638 refere-se a um método para a produção de um substrato metálico com uma superfície biocompatível e ao substrato que é produzido através do referido método. 0 método compreende o tratamento de um metal, isto é, Ti, ligas de Ti com Al, V, Ta, Nb, Ni, Fe, Mo ou as suas misturas, Ta, as ligas de Ta com Fe, Al, Cr, de aço inoxidável, com uma massa fundida de nitrato de cálcio e de um componente adicional que é um sal de oxigénio, de Na, K, Li, Mg e as suas misturas, sendo o referido tratamento efetuado a 180-480 °C, durante 0,1 a 12 horas. Obtém-se um substrato, em que a espessura total da camada varia entre 10 e menos de 1600 nm, e a resistência à fadiga do substrato está na mesma faixa de resistência à fadiga de um substrato não tratado para um igual número de vibrações N. O presente pedido de patente difere desta, em: i) o revestimento é diferente: LTO versus óxidos à base de cálcio; ii) o processo de revestimento é diferente; iii) o presente pedido de patente reivindica a utilização de um material piezoelétrico e ferroelétrico, não reivindicado nesta patente; iv) o presente pedido de patente reivindica a funcionalização do revestimento piezoelétrico, não reivindicado nesta patente.
O documento WO1999018892 divulga a utilização das propriedades elétricas de biopolímeros, em particular, de polipéptidos alfa-helicoidais e dos homo- e copolímeros formados a partir de ácidos alfa-hidroxilo, em materiais para o crescimento e reparação de tecidos e para outras aplicações biológicas. A invenção apresenta um dispositivo biodegradável para o crescimento e/ou reparação de tecidos, tendo pelo menos uma superfície de contacto com o tecido e que compreende um material sintético, bioeletreto, biopolimérico, biodegradável carregado eletricamente, caracterizado por uma carga monopolar total que produz um campo eletrostático externo. Quando se aplica uma tensão elétrica, formam-se eletretos no material do dispositivo. 0 dispositivo biopolimérico, bioeletreto, biodegradável resultante é útil para promover o crescimento de tecido (por exemplo, crescimento de tecido nervoso ou ósseo) e também como auxiliar na integração final de um dispositivo biodegradável após transplantação. 0 presente pedido de patente difere desta, por: i) o revestimento é diferente: LTO versus polímeros e PLLA versus polipéptidos alfahelicoidais e os homo- e copolímeros formados a partir de ácidos alfa-hidroxilo; ii) o presente pedido de patente reivindica um processo de revestimento, nesta patente não é claro que tipo de forma de materiais é utilizado (se revestimentos, armações, em massa densa fibras, etc,); iii) o presente pedido de patente reivindica a utilização de um material piezoelétrico e ferroelétrico, não um efeito de eletreto, como se reivindica nesta patente; estes são dois efeitos muito diferentes; iv) o presente pedido de patente reivindica a funcionalização do revestimento piezoelétrico (por descarga de corona ou por radiação UV), não reivindicado nesta patente.
documento US5759205 refere-se a um implante biocompatível que melhorou a capacidade de crescimento interno do tecido hospedeiro e que melhorou a compatibilidade sanguínea e que compreende, pelo menos, uma superfície que contacta com o tecido, constituída por um material com carga elétrica. 0 material com carga elétrica pode ainda ser quimicamente modificado com moléculas ativadoras ligadas covalentemente, os quais promovem ainda mais o crescimento do tecido hospedeiro e a aderência ao implante e/ou aumentam a compatibilidade sanguínea.
pedido de patente compreende um implante biocompatível de fluoropolímeros carregados eletricamente com fatores de ligação acoplados à superfície. As superfícies do implante em contacto com o tecido consistem essencialmente de um material carregado eletricamente que foi modificado quimicamente com moléculas ativadoras ligados covalentemente, que promovem ainda mais o crescimento do tecido hospedeiro e aderência ao implante; ou seja, um fluoropolímero, fornecendo uma carga elétrica ao fluoropolímero. 0 revestimento de fluoropolímero pode ser depositado nas superfícies de contacto com o tecido do implante, por jato de plasma, polimerização por plasma ou por outras técnicas de deposição. Ambos os revestimentos, densos e porosos, podem ser depositados. 0 revestimento de fluoropolímero pode, então, ser carregado eletricamente utilizando técnicas de injeção de carga corona conhecidos na especialidade. 0 presente pedido de patente difere desta em: i) o revestimento é diferente: LTO versus fluoropolímero; ii) o presente pedido de patente reivindica a utilização de um material piezoelétrico e ferroelétrico, e não de um eletreto como reivindicado nesta patente; estes são dois efeitos muito diferentes; iii) a presente invenção não liga quaisquer moléculas ativadoras à superfície do polímero versus esta invenção, onde um material carregado eletricamente é quimicamente modificado com moléculas ativadoras ligadas de forma covalente; iv) não se menciona o substrato utilizado; v) o presente pedido de patente reivindica a funcionalização do revestimento piezoelétrico por radiação UV e por polarização pela técnica de corona versus a utilização da técnica de injeção de carga corona, apenas para carregar eletricamente o fluoropolimero (notese que o Carregamento pela técnica de corona é bem conhecido, sendo um processo industrial utilizado para carregar a superfície dos polímeros).
Sumário presente pedido de patente refere-se ao Sistema Bio Microeletromecânico (BioMEM) destinado a promover a regeneração óssea, que compreende um substrato metálico revestido com camadas ferroelétricas e piezoelétricas de LiTaOs (LTO) ou com camadas de polímeros piezoelétricos biocompatíveis e biodegradáveis, em que as camadas são eletricamente funcionalizadas e apresentam uma elevada capacidade de energia e de humedecimento da superfície, uma elevada taxa de formação de fosfato de cálcio, uma elevada adsorção de proteínas e não apresentam reações inflamatórias í n vivo.
Numa forma de realização, no Sistema Bio Microeletromecânico, o substrato metálico biomédico é o aço inoxidável 316L.
Noutra forma de realização, no Sistema Bio Microeletromecânico, o substrato metálico biomédico é titânio.
Numa forma de realização, no Sistema Bio Microeletromecânico as camadas de polímeros biocompatíveis e biodegradáveis são ácido poli-L-láctico (PLLA).
Numa forma de realização, o presente pedido de patente refere-se a um método para a obtenção de um Sistema Bio Microeletromecânico (BioMEMS) compreendendo a preparação de soluções ferroelétricas e piezoelétricas precursoras de LTO, ou soluções precursoras de polímeros piezoelétricos biocompativeis e biodegradáveis, a deposição de camadas ou revestimentos ferroelétricos e piezoelétricos de LTO ou de camadas/revestimentos de polímeros piezoelétricos biocompativeis e biodegradáveis sobre substratos metálicos por revestimento por rotação ou revestimento por imersão ou pulverização, repetindo-se o referido ciclo de deposição até que que se atinja a espessura de revestimento final, cristalizando os referidos revestimentos a uma temperatura compatível com a temperatura de cristalização das camadas depositadas, e a funcionalização das camadas ou revestimentos ferroelétricos e piezoelétricos de LTO ou as camadas ou revestimentos de polímeros piezoelétricos biocompativeis e biodegradáveis, através de campos elétricos ou de fotofuncionalização por radiação UV.
Noutra forma de realização, a formação de uma solução precursora de LTO compreende a preparação de uma solução precursora estável ao ar, pelo método de sol-gel, a partir de componentes ecológicos, os precursores metálicos são misturados de acordo com a requerida razão molar estequiométrica dos metais e o precursor final é ajustado para uma determinada concentração.
Ainda noutra forma de realização, a preparação de um precursor de uma solução de ácido poli-L-láctico faz-se dissolvendo pastilhas de ácido poli-L-lático em 1,4-dioxano, entre 70°C e 90°C, temperatura que é depois estabilizada a uma temperatura entre 20°C e 30°C.
Noutra forma de realização, a deposição dos revestimentos compreende a utilização das soluções precursoras previamente preparados, múltiplos ciclos de deposição das soluções precursoras até que a espessura final do revestimento seja atingida, ciclos intercalares, cada um dos revestimentos é seco entre 200 e 400 °C, durante 30 s a 10 min, e cristalizado entre 550 e 650 °C, durante 1 a 5 minutos, numa atmosfera estática de O2 por Recozimento Térmico Rápido (RTA).
Numa forma de realização, a funcionalização dos revestimentos com um campo elétrico é feita por polarização pela técnica de corona.
Noutra forma de realização, a funcionalização dos revestimentos com um campo elétrico, por polarização pela técnica de corona, é realizada na proximidade de um elétrodo com pequeno raio de curvatura, localizando-se a ponta de corona longe do contra-elétrodo, que é uma placa condutora ligada à terra, definida pelo equipamento, que funciona como apoio para os revestimentos sobre o substrato metálico biomédico.
Noutra forma de realização, aplicou-se uma alta tensão de corrente directa (DC)negativa até 15 kV, até um máximo de 60 minutos, até 100 °C, mantendo-se constante, enquanto arrefecia até 15°C a 25°C, mais especificamente, para 20°C.
Numa forma de realização, o comprimento de onda da radiação
UV é inferior a 265 nm (gama UVC).
Esta tecnologia refere-se a um método, no qual, os substratos metálicos biomédicos revestidos com revestimentos ferroelétricos e piezoelétricos funcionalizados apresentam uma maior capacidade de energia e de humedecimento da superfície, e uma maior taxa de formação de fosfato de cálcio e uma maior adsorção de proteínas BSA, isentos de reações inflamatórias, para substratos aço inoxidável 316L (316L-SST (316L-Stainless steel) revestidos ferroelétricos e piezoelétricos funcionalizados implantados ín vivo.
A tecnologia agora revelada é útil para a fabricação de dispositivos Sistema Bio Microeletromecânico (BioMEMS) destinados à:
i) promoção da regeneração óssea ii) redução dos implantes ósseos mal sucedidos;
iii) substituição de implantes ósseos permanentes;
iv) crescimento biológico de tecido ín vivo ou ex vivo;
v) melhoria da adsorção de proteínas.
Descrição geral
Este pedido de patente descreve sistemas Bio Microeletromecânicos (BioMEMS) dirigidos para a promoção do crescimento ou regeneração de osso, através do revestimento de um substrato metálico biomédico com uma camada de óxido ferroelétrico e piezoelétrico funcionalizado biocompatível ou com uma camada polimérica funcionalizada piezoelétrica biocompatível e biodegradável e um método para produzir os referidos BioMEMS.
Esta tecnologia refere-se a BioMEMS compreendendo um substrato metálico biomédico revestido com camadas biocompatíveis ferroelétricas e piezoelétricas ou com camadas piezoelétricas biocompatíveis e biodegradáveis e a um método em que os substratos metálicos biomédicos são revestidos com camadas ferroelétricas e piezoelétricas biocompativeis ou por camadas piezoelétricas biocompativeis e biodegradáveis funcionalizadas eletricamente por carregamento elétrico através da técnica de polarização corona ou por irradiação com radiação UV.
Numa forma de realização, o referido substrato metálico biomédico é o substrato aço inoxidável 316L (316L-SST, 316LStainless steel) . Noutra forma de realização, o referido substrato metálico biomédico é titânio.
Numa forma de realização, as camadas piezoelétricas e ferroelétricas biocompativeis são LiTaO3 (LTO). Noutra forma de realização, as camadas piezoelétricas biocompativeis e biodegradáveis são ácido poli-L-láctico (PLLA).
Numa forma de realização, a presente tecnologia refere-se a um método para produzir BioMEMS, compreendendo um substrato metálico biomédico revestido com camadas de LTO funcionalizadas.
Noutra forma de realização, a presente tecnologia refere-se a um método para produzir BioMEMS compreendendo um substrato metálico biomédico revestido com camadas de PLLA funcionalizadas.
Mais especificamente, a presente tecnologia refere-se a BioMEMS e um método para produzir os referidos BioMEMS com substratos metálicos biomédicos 316L-SST revestidos com revestimentos com LTO ou com PLLA funcionalizados, que apresentam uma maior capacidade de energia e de humedecimento da superfície, e uma maior taxa de formação de fosfato de cálcio e uma maior adsorção de proteínas BSA.
Além disso, esta tecnologia refere-se a um método para produzir substratos metálicos biomédicos 316L-SST revestidos com revestimentos LTO funcionalizados, que não apresentam reações inflamatórias para substratos 316L-SST revestidas com LTO funcionalizado, implantado ín vivo.
BioMEMS baseados em substratos metálicos biomédicos e revestidos com camadas de LTO ferroelétricas e piezoelétricas biocompatíveis ou camadas piezoelétricas de PLLA biocompatíveis e biodegradáveis funcionalizadas eletricamente são adequados para: i) promover o crescimento ou regeneração do osso; ii) reduzir os implantes ósseos malsucedidos; iii) substituir os implantes ósseos permanentes; iv) melhorar as aplicações biológicas de crescimento de tecidos ín vivo ou ex vivo; melhorar a adsorção de proteína.
A novidade desta tecnologia reside: i) no desenvolvimento de uma plataforma biológica constituída por LTO ferroelétrico e piezoelétrico ou por PLLA piezoelétrico e substratos metálicos biomédicos, para ser utilizado na tecnologia de implantação e ii) na utilização das caraterísticas ferroelétricas e piezoelétricas e semicondutoras como ferramenta para funcionalizar os revestimentos.
método inclui:
i) a preparação de soluções ferroelétricas e piezoelétricas de LTO, ou de soluções piezoelétricas de PLLA;
ii) deposição de camadas ou revestimentos ferroelétricas e piezoelétricas de LTO ou camadas ou revestimentos piezoelétricos de PLLA sobre substratos metálicos; ii.a) repetir o referido ciclo de deposição até à espessura de revestimento final;
ii.b) cristalização dos referidos revestimentos, a uma temperatura compatível com a temperatura de cristalização das camadas depositadas;
iii) funcionalização de camadas ou revestimentos ferroelétricos e piezoelétricos de LTO ou de camadas/revestimentos piezoelétricos de PLLA, através de carregamento elétrico pelo sistema de descarga de corona;
iv) funcionalização de camadas ou revestimentos ferroelétricos e piezoelétricos de LTO por fotofuncionalização através de irradiação UV.
Breve descrição das imagens
As figuras seguintes proporcionam formas de realização preferidas para ilustrar a descrição, não devendo ser encaradas como limitando o âmbito da invenção. As figuras seguintes referem-se a revestimentos de LTO.
Figura 1: 0 esquema apresenta um conceito de revestimentos ferroelétricos e piezoelétricos LTO sobre substratos metálicos 316L-SST, funcionalizado por campo elétrico (polarização pela técnica de corona) - N-LTO/316L-SST, ou por radiação UV (fotofuncionalização) - UV-LTO/316L-SST. As referências são as seguintes: A - carregamento elétrico (polarização pela técnica de corona) N-LTO/316L-SST; B revestimento Ferroelétrico e piezoelétrico; C Fotofuncionalização (radiação UV) UV-LTO/316L-SST; D - 316 L-SST; E - LTO/316/L-SST.
Figura 2: Caracteristicas topológicas, microestruturais e estruturais das películas LTO depositadas sobre aço inoxidável 316L (LTO/316L-SST): (a) micrografia SEM (Microscópio eletrónico de varredura) em corte transversal com uma espessura de revestimento LTO entre 400 e 600 nm; (B) vista superior em micrografia AFM (Microscópio de força atómica); (C) análise de topografia de superfície a partir da perf ilometria ótica sob a forma de imagens 3D; e (d) padrão de DRX mostrando a estrutura monofásica de LTO (JCPDSPDF # 29-0836) . As camadas monofásicas, ferroelétricas e piezoelétricas de LTO, bem desenvolvidas e uniformes revestem substratos metálicos 316L-SST.
Figura 3: Resultados de análises da superfície de LTO ferroelétrico e piezoelétrico funcionalizado: (a) rugosidade da superfície, Rrms (eixo y esquerdo), ânqulo de contacto e enerqia de superfície (eixo y da direita) do LTO simplesmente depositado (A - LTO/316L-SST), tratado eletricamente (B - NLTO/316L-SST) e fotofuncionalizado (C - UV-LTO/316L-SST) em 316L-SST; e (b) varredura qeral por espetroscopia de fotoeletrões induzidos por raios-X (XPS), de LTO simplesmente depositado (A) e LTO funcionalizado (B e C) em 316L-SST.
Fiqura 4: Resultados da biomineralização in vitro: (a) vista superior de microqrafias SEM de LTO simplesmente depositado (LTO/316L-SST - parte superior (A), a seta representa o período de imersão SBF) e o LTO funcionalizado (N-LTO/316L -SST - parte média (B), e UV-LTO/316L-SST - parte inferior (C) ) em 316L-SST incubado numa solução de SBF durante 3 (coluna da esquerda) e 14 (coluna da direita) dias; (b) razão molar Ca/P dos precipitados estimados a partir da análise
EDS; e (c) concentração do ião de Li determinada por análise ICPS (Plasma por Acoplamento Indutivo) ver sus tempo de imersão em SBF (fluido fisiológico simulado).
Figura 5: resultados da adsorção de proteínas BSA (Albumina de soro bonivo) in vítro: quantificação da concentração da solução de BSA submetida aos ensaios, determinada por espetrometria de UWis. A maior adsorção de BSA é detetada em N-LTO/316L-SST (B), e a menor em LTO/316L-SST (A).
Figura 6: Resultados ín vivo do revestimento ferroelétrico e piezoelétrico sem reações inflamatórias para o período de 15 dias; tecido cutâneo (1), vasos sanguíneos (vascularização) (2), tecido muscular (3), área de incisão (4), folículo capilar (5), LTO/316L-SST 15 dias (6).
Descrição detalhada presente pedido de patente divulga BioMEMS orientados para a promoção do crescimento de osso através do revestimento de um substrato metálico biomédico com uma camada de óxido ferroelétrico e piezoelétrico funcionalizada biocompatível ou com uma camada polimérica piezoelétrica funcionalizada biocompatível e biodegradável. Esta tecnologia relaciona-se também com um método em que substratos metálicos biomédicos são revestidos com camadas ferroelétricas e piezoelétricas biocompatíveis ou com camadas piezoelétricas biocompatíveis e biodegradáveis funcionalizadas eletricamente por carregamento elétrico através da técnica de polarização corona ou por irradiação com radiação UV.
Numa forma de realização, o BioMEMS compreende um substrato metálico biomédico coberto com uma camada de óxido funcionalizada ferroelétrica e piezoelétrica biocompatível ou com uma camada polimérica piezoelétrica funcionalizada biocompativel e biodegradável.
Numa forma de realização, o substrato metálico biomédico do BioMEMS é um substrato 316L-SST. Noutra forma de realização, o referido substrato metálico é titânio.
Numa forma de realização, as camadas piezoelétricas e ferroelétricos biocompativeis são LTO.
Noutra forma de realização, as camadas poliméricas piezoelétricas biocompativeis e biodegradáveis são PLLA.
Numa forma de realização, a tecnologia refere-se a um método para produzir BioMEMS compreendendo um substrato metálico biomédico revestido com camadas de LTO funcionalizadas.
Noutra forma de realização, a tecnologia refere-se a um método para produzir BioMEMS compreendendo um substrato metálico biomédico revestido com camadas de PLLA funcionalizadas.
Numa forma de realização, os substratos 316L-SST revestidos com revestimentos de LTO funcionalizados apresentam uma maior capacidade de humedecimento da superfície e energia, uma maior taxa de formação de fosfato de cálcio e uma maior adsorção de proteínas BSA. Não se observaram reações inflamatórias em substratos 316L-SST implantados ín vivo, revestidos com LTO funcionalizado.
Numa forma de realização, para camadas biocompativeis ferroelétricas e piezoelétricas de LTO ou para camadas de polímero piezoelétrico, o método compreende os seguintes passos:
i) Preparação de soluções precursoras de LTO ferroelétrico e piezoelétrico ou de PLLA piezoelétrico.
- Numa forma de realização para soluções LTO: através do método sol-gel, a partir de componentes ecológicos, preparou-se uma solução precursora de LTO estável ao ar . As soluções precursoras baseadas em diol estáveis ao ar e isentas de precipitação são preparadas utilizando acetato de lítio, LÍOOCCH3 e pentóxido de tântalo, Ta (OC2H5)s, como reagentes e 1,3-propanodiol, HO(CH2)3OH, como solvente. Os precursores metálicos são submetidos a refluxo em separado, sob atmosfera de azoto seco durante 8 h em 1,3-propanodiol com uma razão molar de 1:5. De seguida, as soluções de Li(I) e de ΤΑ (V) são misturadas de acordo com a razão molar estequiométrica necessária dos metais, e a solução precursora final é ajustada a uma concentração de 0,2 M, por adição de etanol seco absoluto, HOC2H5.
- Numa forma de realização para soluções de polímero PLLA: a solução precursora ácida do PLLA é preparada por dissolução de pastilhas de PLLA em 1,4-dioxano, entre 70°C e 90°C, mais especificamente a 80 °C, sendo então estabilizada a uma temperatura entre 20°C e 30°C.
ii) Deposição de camadas/revestimentos de LTO ferroelétrico e piezoelétrico ou de polímero piezoelétrico sobre substratos metálicos. Utilizando as soluções precursoras anteriores, as camadas ou revestimentos depositam-se sobre substratos metálicos biomédicos por revestimento por rotação ou revestimento por imersão ou pulverização, até que se atinja a espessura final de revestimento. Entre os vários ciclos de deposição, cada um dos revestimentos é seco entre 200 e 400°C, entre 30 segundos e 10 minutos, e cristalizado entre 550 e 650°C, entre 1 e 5 minutos em atmosfera estática de O2, por Recozimento Térmico Rápido.
iii) Funcionalização de camadas/revestimentos de LTO ferroelétrico e piezoelétrico ou de polímero piezoelétrico por carregamento elétrico através do sistema de descarga de corona. Numa forma de realização a funcionalização de camadas ferroelétricas e piezoelétricas de LTO será designada a partir daqui, como N-LTO/316L-SST. A polarização pela técnica de corona consiste num método de polarização sem contacto, em que o ar se torna condutor pela aplicação de um forte campo elétrico. O procedimento foi realizado na proximidade de um elétrodo com um pequeno raio de curvatura, de ponta afiada para gerar a descarga, feito de latão, com 100 a 150 mm de comprimento e com um diâmetro de ponta de 0,2 a 0,5 mm, a ponta de corona localizando-se a uma certa distância, definida pelo equipamento, do contra-elétrodo (uma placa condutora ligada à terra) que atua como suporte (estando em contacto) dos revestimentos dielétricos de LTO em 316L-SST. A distância entre a ponta e a película foi ajustada para 15 mm. A carga que flui da ponta de corona afiada acumula-se na camada dielétrica, devido a um efeito de ionização, e um campo elétrico estático sobre o revestimento orienta os dipolos (dentro dos domínios ferroelétricos) ao longo da direção do campo elétrico. Aplicou-se uma elevada tensão DC negativa, até 15 kV, durante um máximo de 60 minutos, até 100°C, mantendo-se constantes, enquanto se arrefecia até 15°C a 25°C, mais especificamente até 20°C (para outro período de tempo até 30 minutos).
iv)Funcionalização de camadas ou revestimentos ferroelétricos e piezoelétricos de LTO por fotofuncionalização através de irradiação UV (UVLTO/316L-SST, no caso de camadas de LTO com substrato 316L-SST), ou seja, portadores de cargas fotogeradas, eletrões da banda de valência dos semicondutores são ativados para a banda de condução gerando pares de eletrão-buraco que migram para a superfície. Neste processo, o principal requisito para gerar pares eletrãoburaco, consiste em que a energia da radiação incidente seja maior do que a energia do intervalo de largura de banda dos semicondutores. Assim, no caso de LTO com um intervalo de largura de banda de aproximadamente 4,7 eV, o comprimento de onda da radiação UV deve ser inferior a 2 65 nm (gama UVC) . Durante um período de até 15 horas utilizou-se uma lâmpada que emite radiação na gama UVC, localizada a uma distância de até 50 mm, dos os revestimentos de LTO em 316L-SST.
No passo de fotofuncionalização por radiação UV o principal requisito para gerar pares eletrão-buraco, consiste em que a energia da radiação incidente seja maior do que o intervalo da banda de energia dos semicondutores. Assim, no caso de LTO com um intervalo de largura de banda de cerca de 4,7 eV, o comprimento de onda da radiação UV deve ser inferior a 265 nm (gama de UVC).
Os resultados obtidos demonstram claramente que funcionalização de revestimentos LTO sobre 316L-SST por estímulos externos, campo elétrico ou radiação UV, favorece a formação de grupos polares (carboxilo e carbonilo) sobre na superfície dos revestimentos de LTO, levando ao aumento: i) da capacidade de humedecimento da superfície e energia, ii) taxa de formação de fosfato de cálcio, e iii) adsorção de proteínas BSA. Este aumento da bioatividade é independente do tipo de funcionalização.
Os resultados da XPS mostraram que os tratamentos de funcionalização por descarga elétrica e por radiação UV aumentam a presença de grupos polares na superfície e podem alterar o rácio entre grupos carbonilo e carboxilo. Na realidade, a proporção de cada um desses grupos depende da natureza da funcionalização. A radiação UV favorece grupos carbonilo (C = 0) , enquanto a descarga de corona favorece grupos carboxilo (-COOH). Assim, as superfícies funcionalizadas tornam-se mais hidrofílicas e com maior energia superficial, em comparação com os não funcionalizados. As superfícies mais hidrofílicas podem interagir mais facilmente com os grupos funcionais carregados e polares das proteínas e das células; o que se observou de facto no estudo das proteínas BSA.
Numa forma de realização para testes de biocompatibilidade ín vivo, o método segue a norma ISO 10993-1:2009: Avaliação biológica de dispositivos médicos. LTO/316L-SST funcionalizados pela técnica corona de carregamento e por radiação UV foram implantados por via subcutânea, do crânio para a cauda, em ratos dos Charles River Laboratories.
Exemplos
Apresentam-se agora alguns exemplos, para o caso, de camadas de LTO ferroelétricas e piezoelétricas biocompativeis, com referência às figuras, os quais, contudo, não devem ser vistos como limitativos do âmbito da tecnologia.
1) 0 conceito
Os substratos metálicos 316L-SST foram revestidos com camadas ferroelétricas e piezoelétricas LTO biocompativeis eletricamente funcionalizadas por polarização pela técnica de corona ou por irradiação com radiação UV (Figura 1).
2) ks soluções primeiro passo para esta realização consistiu na preparação das soluções de precursores. Utilizando componentes ecológicos, pelo método de sol-gel, preparou-se uma solução precursora de LTO estável ao ar.
A solução precursora baseada em diol estável ao ar e isenta de precipitação foi preparada utilizando como reagentes acetato de litio, LÍOOCCH3, pentóxido de tântalo eTa(OC2Hs)5 e 1,3-propanodiol, HO(CH2)3OH como solvente. Os precursores metálicos foram submetidos a refluxo em separado, sob atmosfera de azoto seco, durante 8 h, em 1,3-propanodiol com uma razão molar de 1:5. As soluções Li(I) e Ta (V) foram então misturadas de acordo com a razão molar estequiométrica necessária dos metais, e a solução final de precursor foi ajustada para uma concentração de 0,2 M, por adição de etanol seco absoluto, HOC2H5.
3) os revestimentos
Os revestimentos LTO foram depositados sobre substratos 316L-SST com 0,38 mm de espessura, através de revestimento por rotação ou revestimento por imersão ou pulverização. Realizaram-se oito ciclos de deposição com uma velocidade de rotação entre 1000 e 3000 rpm, até 30 s, até que a espessura final da película fosse alcançada. O substrato metálico não revestido caraterizou-se por um tamanho médio de grão inferior a 30 pm. Realizaram-se múltiplos ciclos de deposição até que a espessura final do revestimento fosse alcançada. Entre ciclos, cada um dos revestimentos foi seco a 250 °C, durante 1 min e cristalizado a 600 °C durante 1-5 min numa atmosfera estática de O2, por Recozimento Térmico Rápido. Os revestimentos de LTO eram densos, com uma boa adesão ao substrato e sem descolamento interfacial ou microfissuras superficiais visíveis. Obteve-se uma cobertura muito uniforme do substrato, com uma espessura estimada entre 400 e 600 nm e um tamanho de grão de LTO entre 140 e 160 nm (Figura 2 (a) - (c) ) ; os revestimentos de LTO estavam bem cristalizados e eram quimicamente monofásicos (Figura 2 (d)) . A rugosidade dos revestimentos depositados em 316L-SST foi Rrms 62 nm (raiz quadrada média da rugosidade) .
4) A funcionalização dos revestimentos
Para a funcionalização com um campo elétrico, utilizou-se a polarização pela técnica de corona. O procedimento foi efetuado na proximidade de um elétrodo com um pequeno raio de curvatura, de ponta afiada para gerar a descarga, feito de latão, com 100 a 150 mm de comprimento e com um diâmetro de ponta de 0,2 a 0,5 mm, a ponta de corona localizando-se a uma certa distância, definida pelo equipamento, do contraelétrodo (uma placa condutora ligada à terra) que atua como suporte (estando em contacto) dos revestimentos dielétricos de LTO em 316L-SST. Aplicou-se uma elevada tensão de DC negativa, até 15 kV durante um máximo de 60 minutos, até 100 °C, mantendo-se constantes, enquanto se arrefecia até 15°C a 25°C, mais especificamente até 20 °C (até 30 minutos).
Para a fotofuncionalização utilizou-se radiação UV. Em semicondutores, as reações de iluminação com radiação fotogeraram portadores de carga, isto é, eletrões da banda de valência dos semicondutores, que foram ativados para a banda de condução, gerando pares de eletrão-buraco que migram para a superfície.
No caso de LTO com um intervalo de largura de banda de aproximadamente 4,7 eV, o comprimento de onda da radiação UV deve ser inferior a 265 nm (gama UVC). A mesma radiação UVC é altamente antimicrobiana e pode ser diretamente aplicada a infeções agudas em feridas, para matar agentes patogénicos, sem danos inaceitáveis para tecido hospedeiro. A radiação UVC já é amplamente utilizada na esterilização de objetos inanimados.
Após a funcionalização da superfície por polarização pela técnica de corona e irradiação UV, a rugosidade da superfície dos revestimentos de LTO alterou-se apenas ligeiramente (<15%) (Figura 3 (a)) . No entanto, a análise XPS de grupos funcionais (Figura 3 (b) ) revelou que, no LTO funcionalizado, os grupos funcionais carbonilo ou carboxilo eram dominantes, em comparação com preparados LTO em 316L-SST.
A Figura 3 mostra que a rugosidade da superfície aumentou marginalmente depois da funcionalização, com os valores dentro do erro experimental. Os valores do ângulo de contacto diminuíram para revestimentos para revestimentos com superfícies de LTO tratadas, mostrando superfícies mais hidrófilas do que as não tratadas. Energia superficial calculada a partir dos pontos de dados do ângulo de contacto relativa à presença de novos grupos funcionais nas superfícies das películas funcionalizadas, em comparação com LTO simplesmente depositado. Detetou-se que os grupos funcionais carbonilo ou carboxilo apresentam teores mais elevados em LTO funcionalizado do que em LTO não funcionalizado.
5) Biomineralização in vitro
Após imersão em fluido corporal simulado (SBF) observou-se um depósito branco em todas as amostras (Figura 4 (a) ) . A concentração das partículas aumentou com o tempo de incubação, sendo mais visível em revestimentos funcionalizados, onde a taxa de formação de partículas era também mais elevada. A espetroscopia vibracional (espetroscopia de infravermelhos) confirmou a natureza apatítica dos precipitados. A concentração de iões de Li detetada por Espectrometria de Massa Acoplada a Plasma Indutivo (ICP-MS) em soluções SBF atingiu um máximo de 265 pg/L no caso de LTO simplesmente depositado, reduzindo-se a um máximo de 120 pg/L para revestimentos de LTO funcionalizados (Figura 4 (c)).
A Figura 4 mostra que as superfícies de LTO funcionalizadas promoveram a formação de precipitados, sendo mais evidente nas superfícies irradiadas com UV e com tempos de imersão mais longos. A relação molar de Ca/P dos precipitados é independente da funcionalização da superfície de LTO e do tempo de imersão. Os resultados da ICP-MS mostraram haver uma lixiviação Li das películas LTO para SBF; a maior libertação de Li ocorreu no prazo de um dia (129 pg/L para LTO/316L-SST, 50 pg/L para N-LTO/316L-SST e UV-LTO/316LSST), atingindo 260 pg/L para LTO/316L-SST, e 100 pg/L para o N-LTO/316L-SST e UV-LTO/316L-SST (para as amostras de teste de 21 dias) . Os níveis de lixiviação Li observados não representaram qualquer problema, uma vez que o nível era bastante baixo, na gama de pg/L. 0 litio, em doses <10 mg/L é correntemente utilizado para o tratamento de doentes bipolares e de outros problemas mentais [27]. Concentrações de Li de 10 mg/L de sangue, provocam um leve envenenamento no ser humano, com 15 mg/L experimentam confusão e perturbações da fala, e com 20 mg/L há risco de vida [28].
6) Adsorção de proteínas
A adsorção de proteínas é critica na sequência das atividades biológicas. O efeito da funcionalização de revestimentos na adsorção de albumina de soro bovino (BSA) revelou claramente uma adsorção de proteína mais elevada nas superfícies de LTO funcionalizadas (Figura 5). Além disso, a conformação da BSA adsorvida em várias superfícies de LTO era diferente (confirmado por espetroscopia de infravermelhos).
A Figura 5 mostra que a adsorção de BSA mais elevada foi detetada em N-LTO/316L-SST, e a menor em LTO/316L-SST.
Foi adsorvida a seguinte quantidade de proteínas BSA: 1,8 ± 4,9% no caso de LTO/316L-SST, 7,6 ± 2,4% para N-LTO/316LSST, e 6,4 ± 0,9% para UV-LTO/316L-SST. Houve uma adsorção de proteínas claramente mais elevada nas superfícies de LTO funcionalizadas. A diferença entre os dois tipos de superfícies funcionalizadas não foi estatisticamente significativa.
A adsorção de proteína foi testada com BSA, no entanto, pode ser considerada com qualquer outra proteína.
A irradiação com UV reduz visivelmente, até 60%, o ângulo de contacto de gotas de água nos revestimentos de LTO, em comparação com superfícies não funcionalizadas. A tensão superficial, ySV, dos revestimentos de LTO foi calculada utilizando os dados do ângulo de contacto e utilizando a equação de estado, e para LTO/316L-SST foi 62,34 ± 0,76 mJ/m2, e aumentou para 65,45 ± 1,39 mJ/m2 para N -LTO/316LSST e para 70, 90 ± 0,40 mJ/m2 para UV-LTO/316L-SST. A capacidade de humedecimento destes revestimentos funcionalizados também aumentou.
A inspeção visual e física dos substratos metálicos 316L-SST revestidos com LTO ferroelétrico e piezoelétrico carregado, funcionalizado através de carga elétrica ou por irradiação com radiação UV revelou excelente qualidade, uma cobertura muito uniforme do substrato com uma espessura estimada entre 400 e 600nm. Os revestimentos eram densos, com uma boa adesão ao substrato e sem descolamento interfacial ou microfissuras superficiais visíveis. A topografia da superfície não foi drasticamente modificada pelos tratamentos de funcionalização. O revestimento de substratos metálicos 316L-SST com LTO ferroelétrica e piezoelétrico carregado, funcionalizado através de carga elétrica ou por irradiação com radiação UV ou com camadas de PLLA piezoelétrico, aumentou a formação de fosfatos de cálcio e a adsorção de proteína. A conformação das proteínas é sensível ao tipo de carga-funcionalização do revestimento ferroelétrico e piezoelétrico e não ocorreram reações inflamatória in vivo durante um período de 15 dias.
7/ Biocompatibilidade In vivo
Efetuaram-se testes de biocompatibilidade ín vivo de acordo com a norma ISO 10993-1:2009: Avaliação biológica de dispositivos médicos. LTO/316L-SST funcionalizado por carregamento pela técnica de corona e por radiação UV foram implantados por via subcutânea, do crânio para a cauda, em ratos do Charles River Laboratories. Implantes sistemáticos e inspeções periódicas revelaram: i) ausência de sinais inflamatórios ii) boa cicatrização dos tecidos na área da incisão: a área de implantação foi confinada em forma, os seus limites apresentaram bom aspeto, macio, e os tecidos adjacentes evidenciavam um crescimento tecidular normal e uma vascularização positiva; iii) baixa resposta inflamatória (de acordo com as normas ISO para implantes médicos); iv) presença de um número muito baixo (raro) de células polimorfonucleares, células gigantes, células plasmáticas e/ou degradação de materiais; v) em geral, a partir da análise das pontuações, as amostras de teste foram consideradas não irritantes a ligeiramente irritantes (pontuação máxima =3,8 aos 7 dias de implantação).
Naturalmente, esta descrição não se restringe, de nenhum modo, às formas de execução aqui apresentadas e qualquer pessoa com um conhecimento médio da especialidade, pode explorar muitas possibilidades de modificação da mesma, sem se afastar da ideia geral, tal como definida pelas reivindicações. As formas de execução preferidas acima descritas podem, obviamente, ser combinadas umas com as outras. As reivindicações seguintes definem melhor as formas preferidas de execução.
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Claims (7)
- REIVINDICAÇÕES1. Sistema BioMicroeletromecânico destinado a promover a regeneração óssea, caracterizado por compreender:- Um substrato metálico biomédico de aço inoxidável tipo 316L revestido com:- Camadas ferroelétricas e piezoelétricas de LiTaOs (LTO);Ou camadas de polímeros piezoelétricos biocompatíveis e biodegradáveis;em que as camadas são eletricamente funcionalizadas e são configuradas para apresentar elevada capacidade de humedecimento da superfície e energia, elevada taxa de formação de fosfato de cálcio, elevada adsorção de proteínas e não apresentar reações inflamatórias ín vivo.
- 2. Sistema Bio Microeletromecânico de acordo com a reivindicação anterior, caracterizado por as camadas de polímeros biocompatíveis e biodegradáveis serem ácido poli-L-lático.
- 3. Método para a obtenção de um Sistema Bio Microeletromecânico como descrito em qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizado por compreender os seguintes passos: preparação de soluções precursoras LTO ferroelétricas e piezoelétricas, ou de soluções precursoras de polímero piezoelétrico biocompatível e biodegradável;deposição de camadas ou revestimentos ferroelétricos e piezoelétricos de LTO ou de camadas ou revestimentos de polímero piezoelétrico biocompatível e biodegradável em substratos metálicos de aço inoxidável tipo 316L, por revestimento por rotação ou revestimento por imersão ou pulverização;repetição do referido ciclo de deposição até atingir a espessura final de revestimento;cristalização dos referidos revestimentos, a uma temperatura compatível com a temperatura de cristalização das camadas depositadas;funcionalização de camadas ou revestimentos ferroelétricos e piezoelétricos de LTO ou de camadas ou revestimentos biocompatíveis e biodegradáveis de polímero através de campo elétrico ou por fotofuncionalização através de irradiação UV, em que a funcionalização dos revestimentos com um campo elétrico por polarização pela técnica de corona ser realizada na proximidade de um elétrodo com pequeno raio de curvatura, localizando-se a ponta de corona longe do contra-elétrodo, que é uma placa condutora ligada à terra, definida pelo equipamento, que funciona como apoio para os revestimentos sobre o substrato metálico biomédico;e em que a fotofuncionalização dos revestimentos ocorre a um comprimento de onda da radiação UV inferior a 265 nm.
- 4. Método de acordo com a reivindicação 3, caracterizado por a formação de uma solução precursora de LTO compreender os seguintes passos:- Preparação de uma solução precursora estável ao ar pelo método de sol-gel, a partir de componentes ecológicos;- Os precursores metálicos são misturados de acordo com a razão molar estequiométrica necessária dos metais;0 precursor final é ajustado para uma determinada concentração.
- 5. Método de acordo com a reivindicação 3, caracterizado por ser preparada uma solução de ácido poli-L-lático como polímero piezoelétrico biocompatível e biodegradável por dissolução de pastilhas de poli-Lácido lático em 1,4-dioxano, entre 70°C e 90°C, e ser estabilizada entre 20°C e 30°C.
- 6. Método de acordo com qualquer uma das reivindicações 3 a 5, caracterizado por a deposição dos revestimentos compreender os seguintes passos: Utilização das soluções precursoras previamente preparadas;Múltiplos ciclos de deposição das soluções precursoras até que a espessura de revestimento final seja atingida; Entre os ciclos, cada um dos revestimentos é seco entre 200 e 400 °C, durante 30 s a 10 min e cristalizado entre 550 e 650 °C, durante 1 a 5 minutos numa atmosfera estática de O2 por Recozimento Térmico Rápido.
- 7. Método de acordo com a reivindicação 3, caracterizado por ser aplicada uma elevada tensão corrente directa (DC) negativa até 15 kV durante até 60 min, até 100 °C e mantida constante enquanto se arrefece entre 15°C e 25°C, mais especificamente, a 20°C.
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