COPOLÍMEROS ESTATÍSTICOS BIODEGRADÁVEIS DE CARACTERIZAÇÃO E PROPRIEDADES

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1 UNIVERSIDADE DE SÃO PAULO MARIA LEONORA DE CASTRO COPOLÍMEROS ESTATÍSTICOS BIODEGRADÁVEIS DE ε-caprolactona E L,L-DILACTÍDEO SÍNTESE, CARACTERIZAÇÃO E PROPRIEDADES Tese de Doutorado apresentada ao Departamento de Engenharia Metalúrgica e de Materiais da Escola Politécnica da Universidade de São Paulo para a obtenção do título de Doutor em Engenharia. São Paulo 2006

2 MARIA LEONORA DE CASTRO COPOLÍMEROS ESTATÍSTICOS BIODEGRADÁVEIS DE ε-caprolactona E L,L-DILACTÍDEO SÍNTESE, CARACTERIZAÇÃO E PROPRIEDADES Tese de Doutorado apresentada ao Departamento de Engenharia Metalúrgica e de Materiais da Escola Politécnica da Universidade de São Paulo para a obtenção do título de Doutor em Engenharia. Área de concentração: Engenharia de Materiais Orientadora: Profa Dra. Wang Shu Hui. São Paulo 2006

3 Este exemplar foi revisado e alterado em relação à versão original, sob responsabilidade única do autor e com anuência de seu orientador. São Paulo, 08 de maio de 2006 Assinatura do autor Assinatura do orientador Castro, Maria Leonora de Copolímeros Estatísticos Biodegradáveis de ε-caprolactona e L,L-Dilactídeo Síntese, Caracterização e Propriedades. São Paulo, p. Tese (Doutorado) Escola Politécnica da Universidade de São Paulo. Departamento de Engenharia Metalúrgica e de Materiais. 1. Copolímeros de ε-caprolactona e L,L-Dilactídeo. 2. Copolímeros estatísticos. 3. Polímeros biodegradáveis. I. Universidade de São Paulo. Escola Politécnica. Departamento de Engenharia Metalúrgica e de Materiais. II.

4 i AGRADECIMENTOS e dedicação. O autor expressa a sua gratidão à Profa Dra Wang Shu Hui pela orientação, paciência À minha grande família que está sempre presente em todas as minhas realizações e aflições, em especial à minha irmã Rosa e aos meus adorados sobrinhos. dedicação. Às amigas e colaboradoras na revisão desta tese Ana Magda e Ângela, pelo carinho e Aos amigos e companheiros de jornada Flávia, Telma, Walker, Shirley, José Carlos, Lili, Isabel, Márcia, Márcio, Tunísia. Aos amigos Marta, Moacir, Maria Helena e Kazu, pelo carinho e apoio, tão importantes nestes momentos finais. Aos professores e amigos Jefferson e Paulo do Departamento de Engenharia de Materiais da Faculdade de Engenharia Química de Lorena FAENQUIL, pela realização das análises de difração de raios-x. Ao Flávio, do Instituto de Geociências da Universidade de São Paulo, pela realização de algumas análises de difração de raios-x. À Dra Carmen e ao técnico Djalma, do Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares (IPEN), pelo auxílio na realização das análises e uso do calorímetro diferencial de varredura deste instituto; e também à Lili pela realização das análises de DSC.

5 ii À Profa Débora, do Laboratório de Polímeros Prof. Bernhard Gross do Instituto de Física da USP de São Carlos, pela realização das análises de cromatografia de permeação em gel. Ao Prof. Pedro, do Departamento de Engenharia Química da FAENQUIL, pela realização de algumas cromatografias de permeação em gel. À Profa Luiziana e ao Prof. Gregório, do Instituto de Pesquisas Tecnológicas (IPT), pela orientação e permissão para a realização dos estudos de degradação dos materiais objetos de estudo desta tese; e ao estagiário Jonas pela realização dos ensaios de degradação dos polímeros. Aos funcionários e amigos Lívio, Danilo, Clélia e aos demais funcionários do Departamento de Metalurgia e de Materiais da USP, que direta ou indiretamente contribuíram para a realização deste trabalho. A CAPES pelo apoio financeiro.

6 iii O estudo desenvolvido gerou as seguintes publicações: PUBLICAÇÃO EM REVISTA CASTRO, M, L.; WANG, S., H. Statistical copolymers of 1,1-lactide and ε-caprolactone. Polymer Bulletin, Berlin, v.51, n.2, p , PUBLICAÇÕES EM EVENTOS INTERNACIONAIS CASTRO, M. L.; WANG, S. H. Statistical Copolymers of L,L-Lactide and ε- Caprolactone: Morphology and DynamicMechanical Behavior. In: 40th International symposium on macromolecules, 2004, Paris. Proceedings of 40th International symposium on macromolecules. Paris : IUPAC, v p ZHAO, L.; CASTRO, M. L.; YUNG, D.; WANG, S. H. Synthesis and characterization of biodegradable triblock copolymers of Poly(lactide-co-caprolactone)-PEG- Poly(lactide-co-caprolactone). in: pps 2004 Americas Regional Meeting, 2004, Florianópolis. pps 2004 Americas Regional Meeting Proceedings. São Carlos : ABPOL, v. 1, p CASTRO, M. L.; WANG, S. H. Synthesis of copolymers of l,l-lactide and e- caprolactone. In: BIOMAT'03-3rd International Congress on Biomaterials, 2003, Havana. Proceedings of the 3rd International Congress on Biomaterials. Havana: Universidade de Habana/centro de Biomateriales, v. 1. p.29.

7 iv CASTRO, M.L.; WANG, S. H. Synthesis of biodegradable polymers and copolymers of l-lactide and ε-caprolactone. In: I SBPMAT - 1st Brazil-MRS Meeting, 2002, Rio de Janeiro. 1st Brazil-MRS Meeting. Rio de Janeiro : SBPMAT, v. 1. p DRUMOND, W. S.; BRAGATO, M. ; CASTRO, M. L.; WANG, S. H. Synthesis of poly(l-lactic acid) (PLLA) from L-lactide. In: ISNAPOL - International symposium on natural polymers and composites, 2002, São Pedro. 4th ISNAPOL - International symposium on natural polymers and composites, v. 1. p PUBLICAÇÕES EM EVENTOS NACIONAIS SILVA, L.F. ; CASTRO, M. L.; GOMEZ, J. G., C.; ALENCAR, J. N.; WANG, S. H.. Avaliação da biodegradabilidade de copolímeros estatísticos de l,l-lactideo e e- caprolactona pelo teste de Sturm. In: 8 o Congresso Brasileiro de Polímeros, 2005, Águas de Lindoia. Anais do 8 o Congresso Brasileiro de Polímeros. São Carlos : ABPOL, v. 1. p CASTRO, M. L.; WANG, S. H.. Synthesis and microstructure characterization of copolymers of l,l-lactide and e-caprolactone. In: 7º Congresso Brasileiro de polímeros, 2003, Belo Horizonte. Anais do 7º Congresso Brasileiro de polímeros. São Carlos: Associação Brasileira de Polímeros, v. 1. p

8 v RESUMO Copolímeros de ε-caprolactona e l,l-dilactídeo têm sido investigados com a finalidade de desenvolver materiais biodegradáveis para aplicações médicas. As sínteses dos homopolímeros e copolímeros de ε-caprolactona e l,l-dilactídeo por abertura de anel e polimerização em massa transcorreram a 120 o C sob atmosfera de nitrogênio, usando o octanoato de estanho como iniciador. A composição dos copolímeros variou de 5,90% a 97,30% em massa de l,l-dilactídeo. As massas molares dos polímeros sintetizados foram determinadas por viscosimetria capilar e cromatografia de permeação em gel (GPC). A composição dos copolímeros foi determinada por RMN de 13 C. As propriedades térmicas e mecânicas foram avaliadas por DSC e DMTA. O grau de cristalinidade e as fases cristalinas dos copolímeros foram determinados por difração de raios X (WAXS). Foram observadas altas taxas de conversão de monômeros para os homopolímeros e para os copolímeros Co60 ao Co90 (taxas de 70-80%). Os homopolímeros e copolímeros sintetizados apresentaram altas massas molares ( M w até g/mol para os copolímeros) e moderada polidispersidade (1,50). As análises de RMN de 13 C demonstraram a predominância da formação de copolímeros estatísticos e a ausência da transesterificação durante a polimerização em massa. As propriedades dinâmico-mecânicas foram fortemente dependentes da estrutura cristalina e do grau de cristalinidade dos copolímeros. Os copolímeros sintetizados apresentaram propriedades mecânicas variando do flexível ao rígido termoplástico. Os copolímeros com composição próxima a equimolar (Co30 ao Co40) apresentaram os mais baixos graus de cristalinidade (13 a 15%) e, por conseqüência, apresentaram maior taxa de degradação (20% em 408 horas para o Co40), em comparação com os demais copolímeros.

9 vi ABSTRACT Copolymers of ε-caprolactone with l,l-lactide have been investigated in order to develop biodegradable materials for medical applications. The synthesis of homopolymers and copolymers of ε-caprolactone with l,l-lactide by ring-opening bulk polymerization was performed using stannous octoate as initiator at 120 ºC under nitrogen atmosphere. The copolymers composition was varied from 5.90 to % in mass of l,l-lactide. The molecular weight of synthesized polymers were determined by viscometry and GPC. The copolymers composition was determined by 13 C NMR. Thermal and mechanical properties have been evaluated by DSC and DMTA. The degree of crystallinity and the crystalline phase of copolymers were determined by WAXS. High conversion was observed for homopolymers and copolymers Co60 to Co90 of l,l-lactide (70-80%). The homopolymers and copolymers presented hight molecular weight ( M w up to 106,500 g/mol for copolymers) and low polydispersivity (1,50). The analyses by 13 C- NMR spectroscopy have shown the predominance of statistical copolymers formation and the transesterification reaction did not occur during the bulk polymerization. Thermal and mechanical properties were dependent on the crystalline phase and of the degree of crystallinity. The synthesized copolymers presented mechanical properties from rubbery to stiff thermoplastics. The copolymers with equimolar composition presented low degree of crystallinity (13 15%) and higher degradation (20% during 408 hours for Co40).

10 vii SUMÁRIO AGRADECIMENTOS...i PUBLICAÇÃO EM REVISTA...iii PUBLICAÇÕES EM EVENTOS INTERNACIONAIS...iii PUBLICAÇÕES EM EVENTOS NACIONAIS...iv RESUMO...v ABSTRACT...vi LISTA DE FIGURAS...x LISTA DE TABELAS...xiv LISTA DE ABREVIATURAS...xv 1 INTRODUÇÃO...1 OBJETIVOS REVISÃO BIBLIOGRÁFICA Métodos e mecanismos de polimerização e copolimerização Polimerização do l,l-dilactídeo Polimerização da ε-caprolactona Características da copolimerização Propriedades de biomateriais para a aplicação médica Degradação dos poliésteres poli(l,l-dilactídeo), poli(ε-caprolactona) e copolímeros Propriedades dos poliésteres poli(l,l-dilactídeo), poli(ε-caprolactona) e copolímeros...24

11 viii 2.8 Aplicações dos poliésteres poli(l,l-dilactídeo), poli(ε-caprolactona) e copolímeros MATERIAIS, EQUIPAMENTOS E MÉTODOS Materiais Equipamentos Métodos e Procedimentos Procedimentos experimentais para a síntese dos homopolímeros e copolímeros de ε-caprolactona (CL) e l,l-dilactídeo (LL) Polimerização do ε-caprolactona (CL) Polimerização do l,l-dilactídeo (LL) Síntese dos copolímeros poli(l,l-dilactídeo-co-ε-caprolactona) Cálculo dos rendimentos das reações de polimerização Métodos para a caracterização dos homopolímeros e copolímeros sintetizados Determinação da massa molar pelo método de viscosidade capilar Cromatografia de permeação em gel (GPC) Ressonância magnética nuclear de 13 C (RMN de 13 C) Difração de raios-x em altos ângulos (WAXS) Análise térmica dinâmico-mecânica (DMTA) Calorimetria exploratória diferencial (DSC) Avaliação da biodegradação dos copolímeros Co10, Co20, Co40, Co50, Co60 e Co90, segundo teste de Sturm RESULTADOS E DISCUSSÃO Condições de reação: concentração do iniciador octanoato de estanho (SnOct 2 ), temperatura e tempo de reação...50

12 ix Efeito da variação da concentração do iniciador (SnOct 2 ) no rendimento das reações de polimerização do ε-caprolactona e do l,l-dilactídeo Valores das viscosidades intrínsecas e massas molares dos poli(εcaprolactona) (PCL) e dos poli(l,l-dilactídeo) (PLL) obtidos pelo método de viscosimetria Influência do tempo de reação na polimerização por ciclo adição do l,ldilactídeo (LL) e da ε-caprolactona (CL) Efeito da composição na reação de copolimerização Análise da microestrutura dos copolímeros de LL e CL Espectroscopia de ressonância magnética nuclear de 13 C (RMN de 13 C) Análise das massas molares dos copolímeros obtidos por cromatografia de permeação em gel (GPC) e viscosidade de soluções diluídas Resultados das análises por difratometria de raios-x (WAXS) Resultados das análises térmicas dinâmico-mecânicas (DMTA) Resultados das análises por calorimetria exploratória diferencial (DSC) Avaliação da biodegradabilidade dos copolímeros Co10, Co20, Co40, Co50, Co60 e Co CONCLUSÕES REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS

13 x LISTA DE FIGURAS Figura 1.1 Fórmula geral do poli(l,l-dilactídeo-co-ε-caprolactona)... 2 Figura 2.1 Polimerização catiônica do l,l-dilactídeo... 7 Figura 2.2 Polimerização aniônica do l,l-dilactídeo... 8 Figura 2.3 Desprotonação do l,l lactídeo formando íon planar... 9 Figura 2.4 Polimerização catiônica da ε-caprolactona Figura 2.5 Polimerização aniônica da ε-caprolactona Figura 2.6 Polimerização por inserção por coordenação da ε-caprolactona Figura 2.7 Figura 2.8 Micrografias da degradação do copolímero contendo 50% de dilactídeo (85% L-dilactídeo e 15% D-dilactídeo) e 50% de ε-caprolactona, in vivo, após 3 meses (A) e 4 meses (C). ϕ representa o biomaterial e FB representa fragmentos do biomaterial Variação do volume (µl) de um copolímero (PLL 85 CL 50 ) com o tempo e variação da massa molar com o tempo (in vivo) Figura 2.9 Variação da massa molar (Mw) durante a degradação do copolímero (PLL 85 CL 50 ) na forma de barras em vivo e na forma de guias de nervos in vitro Figura 2.10 Ilustração esquemática do dispositivo para teste de fadiga do fio de blenda PLL-PCL e do fio de aço inox, simulando a fixação de ossos Figura 3.1 Esquema do viscosímetro capilar tipo Ubbelohde Figura 3.2 Viscosidade inerente e viscosidade específica reduzida em função da concentração da solução de PCL em acetato de etila, para o PCL sintetizado com 0,70%m de SnOct Figura 3.3 Sistema para os ensaios de biodegradabilidade pela medida do dióxido de carbono desprendido em sistema aberto Figura 4.1 Rendimento da polimerização do CL x % mássica do SnOct Figura 4.2 Rendimento da polimerização do LL x % mássica do SnOct Figura 4.3 Efeito da temperatura e tempo de reação no rendimento da polimerização do l,l-dilactídeo

14 xi Figura 4.4 Massa molar em função do tempo de reação de polimerização do l,ldilactídeo Figura 4.5 Figura 4.6 Composição do copolímero obtido em função da composição da mistura de mistura de monômeros na alimentação Influência da composição na alimentação dos monômeros no rendimento do copolímero Figura 4.7 Espectro de RMN de 13 C do homopolímero PCL Figura 4.8 Espectro de RMN de 13 C do copolímero Co Figura 4.9 Espectro de RMN de 13 C do copolímero Co Figura 4.10 Espectro de RMN de 13 C do copolímero Co Figura 4.11 Espectro de RMN de 13 C do copolímero Co Figura 4.12 Espectro de RMN de 13 C do copolímero Co Figura 4.13 Espectro de RMN de 13 C do copolímero Co Figura 4.14 Espectro de RMN de 13 C do copolímero Co Figura 4.15 Espectro de RMN de 13 C do copolímero Co Figura 4.16 Espectro de RMN de 13 C do copolímero Co Figura 4.17 Espectro de RMN de 13 C do copolímero Co Figura 4.18 Espectro de RMN de 13 C do copolímero Co Figura 4.19 Espectro de RMN de 13 C do copolímero Co Figura 4.20 Espectro de RMN de 13 C do copolímero Co Figura 4.21 Espectro de RMN de 13 C do copolímero Co Figura 4.22 Espectro de RMN de 13 C do copolímero Co Figura 4.23 Espectros de RMN de 13 C do copolímero Co05, Co10, Co15, Co20, Co25, Co30, Co35, na região da carbonila ( ppm) Figura 4.24 Espectros de RMN de 13 C dos copolímeros Co40 Co50, Co60, Co70, Co80 e Co90, na região da carbonila ( ppm) Figura 4.25 Influência da composição do copolímero no comprimento de segmento das unidades de lactidila ( ) (a) e caproíla (g) (b), e distribuição de Bernoulli ( ) Figura 4.26 Curvas de difração de raios X dos homopolímeros e copolímeros Co 10 ao Co Figura 4.27 Curvas de difração de raios X dos homopolímeros e copolímeros Co 50 ao Co Figura 4.28 Decomposição dos picos de difração de raios X... 88

15 xii Figura 4.29 Curvas de difração de raios X dos copolímeros Co30 e Co Figura 4.30 Módulo de armazenamento (E ), módulo de perda (E ) e tangente de δ em função da temperatura do copolímero Co Figura 4.31 Módulo de armazenamento (E ), módulo de perda (E ) e tangente de δ em função da temperatura do copolímero Co Figura 4.32 Módulo de armazenamento (E ), módulo de perda (E ) e tangente de δ em função da temperatura do copolímero Co Figura 4.33 Módulo de armazenamento (E ), módulo de perda (E ) e tangente de δ em função da temperatura do copolímero Co Figura 4.34 Módulo de armazenamento (E ), módulo de perda (E ) e tangente de δ em função da temperatura do copolímero Co Figura 4.35 Módulo de armazenamento (E ), módulo de perda (E ) e tangente de δ em função da temperatura do copolímero Co Figura 4.36 Módulo de armazenamento (E ), módulo de perda (E ) e tangente de δ em função da temperatura do copolímero Co Figura 4.37 Módulo de armazenamento (E ), módulo de perda (E ) e tangente de δ em função da temperatura do copolímero Co Figura 4.38 Módulo de armazenamento (E ), módulo de perda (E ) e tangente de δ em função da temperatura do copolímero Co Figura 4.39 Módulo de armazenamento (E ), módulo de perda (E ) e tangente de δ em função da temperatura do copolímero Co Figura 4.40 Módulo de armazenamento (E ), módulo de perda (E ) e tangente de δ em função da temperatura do copolímero Co Figura 4.41 Módulo de armazenamento (E ), módulo de perda (E ) e tangente de δ em função da temperatura do copolímero Co Figura 4.42 Tangente δ em função da temperatura dos copolímeros Co05 ao Co Figura 4.43 Tangente δ em função da temperatura dos copolímeros Co30 ao Co Figura 4.44 Módulo de armazenamento (E ) em função da temperatura do copolímero Co05 ao Co Figura 4.45 Módulo de armazenamento (E ) em função da temperatura do copolímero Co30 ao Co Figura 4.46 Módulo de perda (E ) em função da temperatura do copolímero Co05 ao Co Figura 4.47 Módulo de perda (E ) em função da temperatura do copolímero Co30 ao Co Figura 4.48 Curvas DSC do homopolímero PCL e dos copolímeros Co05 ao Co Figura 4.49 Curvas DSC dos homopolímeros PCL, PLL e dos copolímeros Co40 ao Co

16 xiii Figura 4.50 Degradação dos copolímeros Co10, Co50, Co90 e padrão de glicose (%CO 2 desprendido) Figura 4.51 Degradação (%CO 2 ) dos copolímeros em função do tempo Figura 4.52 Correlação entre a cristalinidade dos copolímeros e biodegradabilidade

17 xiv LISTA DE TABELAS Tabela 4.1 Rendimentos dos poli(ε-caprolactona) (PCL) e poli(l,l-dilactídeo) (PLL) sintetizados com o iniciador SnOct 2 nas concentrações: 1,30%; 1,00%; 0,70%;0,50% e 0,30%, temperatura de reação de 120 ± 2 o C, tempo de reação de 2 horas e 45 minutos Tabela 4.2 Valores das viscosidades intrínsecas e das massas molares dos PCL e PLL sintetizados com o iniciador SnOct 2 nas concentrações: 1,30%; 1,00%; 0,70%; 0,50% e 0,30%, temperatura de reação de 120 ± 2 o C, tempo de reação de 2 horas e 45 minutos Tabela 4.3 Massas e rendimentos obtidos nas reações de polimerização dos monômeros LL e CL em função do tempo de reação Tabela 4.4 Composições mássicas na alimentação e nos copolímeros e rendimentos das reações Tabela 4.5 Sinais de ressonância da carbonila por RMN de 13 C - em ppm Tabela 4.6 Ressonância da carbonila nos diferentes tríades do copolímero Tabela 4.7 Massas molares GPC (g/mol) e índice de polidispersidade Tabela 4.8 Valores de cristalinidade dos homopolímeros e copolímeros sintetizados Tabela 4.9 Temperaturas dos picos tangente δ das análises de DMTA Tabela 4.10 Valores de T g T m, H m, T c e cristalinidade dos homopolímeros PCL e PLL e dos seus copolímeros Tabela 4.11 Resultados do Teste de Sturm, segundo a norma IBAMA E , dos copolímeros Co10, Co20, Co40, Co50, Co60, Co90 e padrão de glicose

18 xv LISTA DE ABREVIATURAS a Constante de Mark-Houwink para um determinado sistema polímero / solvente / temperatura CDCl 3 CL -CL [CL] Co Co05 Clorofórmio deuterado ε-caprolactona Caproíla Concentração da unidade caproíla Copolímero Copolímero de l,l-dilactídeo e ε-caprolactona contendo 5% em massa de l,ldilactídeo na alimentação Co10 Copolímero de l,l-dilactídeo e ε-caprolactona contendo 10% em massa de l,ldilactídeo na alimentação Co15 Copolímero de l,l-dilactídeo e ε-caprolactona contendo 15% em massa de l,ldilactídeo na alimentação Co20 Copolímero de l,l-dilactídeo e ε-caprolactona contendo 20% em massa de l,ldilactídeo na alimentação Co25 Copolímero de l,l-dilactídeo e ε-caprolactona contendo 25% em massa de l,ldilactídeo na alimentação Co30 Copolímero de l,l-dilactídeo e ε-caprolactona contendo 30% em massa de l,ldilactídeo na alimentação Co35 Copolímero de l,l-dilactídeo e ε-caprolactona contendo 35% em massa de l,ldilactídeo na alimentação

19 xvi Co40 Copolímero de l,l-dilactídeo e ε-caprolactona contendo 40% em massa de l,ldilactídeo na alimentação Co50 Copolímero de l,l-dilactídeo e ε-caprolactona contendo 50% em massa de l,ldilactídeo na alimentação Co60 Copolímero de l,l-dilactídeo e ε-caprolactona contendo 60% em massa de l,ldilactídeo na alimentação Co70 Copolímero de l,l-dilactídeo e ε-caprolactona contendo 70% em massa de l,ldilactídeo na alimentação Co80 Copolímero de l,l-dilactídeo e ε-caprolactona contendo 80% em massa de l,ldilactídeo na alimentação Co90 -CO- c Copolímero de l,l-dilactídeo e ε-caprolactona contendo 90% em massa de l,ldilactídeo na alimentação Carbonila Concentração da solução do polímero para o ensaio de viscosimetria conc m PCL conc m PLL DMTA DSC Concentração mássica do PCL no copolímero em porcentagem Concentração mássica do PLL no copolímero em porcentagem Análise térmica dinâmico-mecânica Calorimetria exploratória diferencial E Módulo de armazenamento E Módulo de perda GPC h K Cromatografia de permeação em gel Hora Constante de Mark-Houwink para um determinado sistema polímero/solvente/temperatura

20 xvii LL -LL [LL] L CL L LL L CLB Bernoulli L LLB Bernoulli M v min M n M w MWD PLL PCL PET l,l-dilactídeo Lactidila Concentração da unidade lactidila Comprimento médio da seqüência CL Comprimento médio da seqüência LL Comprimento médio da seqüência CL calculado por distribuição estatística de Comprimento médio da seqüência LL calculado por distribuição estatística de Massa viscosimétrica média Minuto Massa molar média numérica Massa molar média ponderal Distribuição de massa molar ou polidispersidade Poli(l,l-dilactídeo) Poli(ε-caprolactona) Poli(tereftalato de etileno) RMN de 13 C Espectroscopia de ressonância magnética nuclear de Carbono 13 SEC SnOct 2 t t o T c T g THF T m Cromatografia de exclusão por tamanho Octanoato de estanho II Tempo de escoamento da solução no viscosímetro Tempo de escoamento do solvente no viscosímetro Temperatura de cristalização Temperatura de transição vítrea Tetra-hidrofurano Temperatura de fusão cristalina

21 xviii TMS Tetrametilsilano tan_delta = tan δ tangente de delta, amortecimento, tan_delta = E / E WAXS H m %CO 2 %LL Difração de raios-x de alto ângulo Entalpia de fusão Quantidade mássica de dióxido de carbono desprendido Quantidade em massa do l-l-dilactídeo % mol Composição do copolímero em porcentagem molar o C [η] η iner η esp red θ Graus Celsius Viscosidade intrínseca Viscosidade inerente Viscosidade específica reduzida Ângulo de difração de raios-x

22 1 1 INTRODUÇÃO Os poliésteres degradáveis em processos hidrolíticos e/ou enzimáticos a hidroxiácidos não tóxicos, são usados em medicina como reposição temporária de ossos e/ou elementos de fixação, como fios de suturas e matrizes de encapsulação de drogas de liberação controlada. Os homopolímeros e copolímeros de lactídeos e de ε-caprolactona pertencem a este grupo. As principais vantagens desses poliésteres alifáticos são biocompatibilidade e biodegradabilidade. Os copolímeros de l,l-dilactídeo (LL) e ε-caprolactona (CL) têm sido pesquisados com a finalidade de desenvolver valiosos materiais biodegradáveis para aplicações médicas. Existe também um interesse em poliésteres que possam ser usados em embalagens propensas à desintegração em curto espaço de tempo, após serem depositadas em aterros apropriados. O poli(ε-caprolactona) (PCL) e o poli(l,l dilactídeo) (PLL) são usualmente sintetizados por polimerização de abertura de anel em massa ou em solução. A síntese de poliésteres por condensação a partir dos correspondentes hidroxiácidos também é possível, mas é muito difícil obter polímeros com alta massa molar e livre de mistura de cíclicos. 1, 2 As características mecânicas de um copolímero não dependem somente da concentração relativa e das propriedades mecânicas dos monômeros constituintes, mas também da microestrutura. O conhecimento e o entendimento da dependência do comportamento mecânico do polímero em função da microestrutura e a atuação dos constituintes tornarão possível o planejamento de materiais com combinações de propriedades, especificamente materiais biodegradáveis elastoméricos ou materiais termoplásticos flexíveis com alta rigidez e resistência à ruptura.

23 2 No presente trabalho de doutorado foram preparados copolímeros estatísticos (Figura 1.1) usando uma extensa faixa de composição na alimentação (5% a 90% de LL), utilizando o octanoato de estanho II (SnOct 2 ) como iniciador, polimerização em massa à temperatura moderada (120 o C) e tempo de reação também moderado (3 horas), a fim de evitar reações de transesterificação. O O O ( O C O C ) m ( O C ) n Figura 1.1 Fórmula geral do poli(l,l-dilactídeo-co- ε - caprolactona) Os homopolímeros e os copolímeros estudados neste trabalho foram sintetizados após a definição das melhores condições de reação de polimerização da ε-caprolactona (CL) e do l,l-dilactídeo (LL), e caracterizados por meio das seguintes técnicas: viscosimetria capilar, cromatografia de permeação em gel (GPC), espectroscopia de ressonância magnética nuclear de Carbono 13 (RMN de 13 C), difração de raios X em altos ângulos (WAXS), análise térmica dinâmico-mecânica (DMTA) e calorimetria exploratória diferencial (DSC).

24 3 OBJETIVOS Tem sido cada vez mais crescente o interesse e a busca por materiais biodegradáveis, biocompatíveis e que ofereçam propriedades mecânicas e térmicas apropriadas para diversas aplicações, seja como embalagem biodegradável ou nos vastos usos para medicina e engenharia de tecidos. Os copolímeros de ε-caprolactona (CL) e l,l-dilactídeo (LL) têm sido pesquisados para essas finalidades. Porém, não existem na literatura estudos com extensa faixa de composições dos copolímeros de CL e LL (5,90% a 97,30% de LL), correlacionando as propriedades mecânicas, térmicas e a degradação em função da cristalinidade, os quais podem determinar as possibilidades de aplicação desses biomateriais. Em função da necessidade desse tipo de material, os objetivos do presente trabalho são: (1) preparar copolímeros de ε-caprolactona (CL) e l,l-dilactídeo (LL) com extensa faixa de propriedades mecânicas, (2) estudar as suas microestruturas e suas propriedades térmicas e mecânicas, e (3) avaliar a influência da microestrutura na biodegradabilidade.

25 4 2 REVISÃO BIBLIOGRÁFICA Os poliésteres biodegradáveis sintéticos, como poli (ácido láctico), poli (ácido glicólico), poli(ε-caprolactona) e os seus copolímeros, têm sido sintetizados devido a sua biodegradabilidade desde a década de 70. Os biomateriais derivados do poli (ácido láctico) têm conquistado atenção clínica nos últimos anos devido à sua aceitação em organismos vivos e têm sido usados como elementos de fixação, em materiais para reposição de ossos, como fios de suturas e matrizes de encapsulação de drogas em sistemas de liberação 1,3,4,5, 6, 7, 8 controlada. Um exemplo de aplicabilidade consagrada destes poliésteres derivados do poli (ácido láctico) é o poli(dilactídeo), que é um material para fios de sutura utilizado há três décadas, tanto por sua biocompatibilidade como pelas propriedades não imunogênica e não tóxica. A utilização do monômero l,l-dilactídeo tem despertado o interesse da comunidade médica, não só por razões técnicas mas também pela comercial: o monômero tem grande disponibilidade comercial e de fácil síntese em homopolímeros e copolímeros derivados biodegradáveis que, ao se decomporem, geram o ácido láctico presente em todos os animais e microorganismos. 3, 9 Existe também um crescente interesse na obtenção de materiais menos agressivos ao meio ambiente 1,10,11,12. Por exemplo, poliésteres que possam ser usados em embalagens propensas à decomposição em curto espaço de tempo, após serem depositadas em aterros apropriados 1 ; ou até mesmo que possam ser usados como materiais de pesca biodegradáveis, resolvendo assim os problemas causados pela perda desses materiais, responsáveis por mortes de numerosos animais marinhos. 12 A Sociedade de Plásticos Biodegradáveis do Japão estima

26 5 que a produção de polímeros biodegradáveis será de 10% do total de plásticos a partir de 2010, comparado ao 0,01% produzido em O poli(l,l-dilactídeo) sofre rápida hidrólise mas tem baixa permeabilidade, por outro lado o poli(ε-caprolactona) mostra boa permeabilidade, mas degrada muito lentamente. As técnicas de copolimerização e blendas têm sido utilizadas com o intuito de combinar a boa permeabilidade do poli(ε-caprolactona) com a rápida biodegradação do poli(l,l-dilactídeo), para o controle da taxa de degradação e conseqüente liberação da droga, em sistemas de 13, 14, 15, 16 liberação controlada. 2.1 Métodos e mecanismos de polimerização e copolimerização Os polímeros poli(ε-caprolactona) (PCL) e poli(l,l-dilactídeo) (PLL) têm sido usualmente sintetizados por polimerização em massa, solução ou suspensão 17. Em qualquer destas técnicas é utilizado um iniciador organometálico na presença ou ausência de um coiniciador contendo hidrogênio ativo. Os compostos orgânicos de metais como estanho 18, 19,20,21, alumínio 17,18, 22, 23, 24, 25,26, ítrio 27,28, zinco 18, 19, 25, 29, 30, 31, lítio 32 e ferro 33 são catalisadores de metal ativo de baixa toxicidade. Esses catalisadores têm sido incluídos na polimerização e copolimerização do l,l-dilactídeo (LL) e ε-caprolactona (CL) com a finalidade de controlar a microestrutura do polímero, a qual afeta as suas propriedades mecânicas e a taxa de biodegradabilidade. Dentre estes compostos orgânicos, dois sais de estanho, cloreto de estanho e o 2-etil-hexanoato de estanho, são usados na síntese de polímeros para aplicações biomédicas e são aprovados pelo pelo Food and Drug Administration (FDA) como suplementos alimentares. O mais utilizado é

27 6 o 2-etil-hexanoato de estanho, conhecido como octanoato de estanho, SnOct 2 9, 34, 35, que, além de ser aceito pelo FDA para fins alimentícios e médicos, apresenta solubilidade em solventes orgânicos e monômeros de ésteres cíclicos, facilitando a reação de síntese. 36 Os mecanismos envolvidos na iniciação da reação têm sido sistematicamente estudados e revisados por Kowalski et al. (2000). 37 A etapa de propagação de polimerização dos sistemas lactídeo/lactona-octanoato de estanho II tem sido atribuída ao mecanismo de inserção por coordenação com abertura de anel. 38, 39, 9, 36 Também é possível a realização de sínteses por condensação dos hidroxiácidos correspondentes. No entanto, é muito difícil obter polímeros com alta massa molar e livre de misturas de cíclicos. 1,2 Uma comparação entre as polimerizações em solução e por suspensão foi realizada por Slomkowski et al. (1998) 1. Os autores encontraram muitas vantagens na polimerização por suspensão aniônica em relação a em solução. Dentre estas: as taxas de conversão dos monômeros CL e LL na polimerização em suspensão são de 10 a 20 vezes maior do que para polimerização em solução; a viscosidade é menor e obtêm-se produtos na forma de partículas de tamanhos micrométricos; a distribuição estatística das massas molares é mais estreita e os polímeros obtidos são livres de oligômeros cíclicos. 2.2 Polimerização do l,l-dilactídeo A ciclo-adição do l,l-dilactídeo pode ser induzida por três tipos de mecanismo de reação: catiônico, aniônico e inserção por coordenação. Os dois primeiros são considerados

28 7 alternativos, sendo a inserção por coordenação o método industrial usado para a obtenção do poli(l,l-dilactídeo). A polimerização catiônica é menos atrativa, do ponto de vista industrial ou acadêmico, pois somente ácidos extremamente fortes são capazes de iniciar a polimerização catiônica do l,l-dilactídeo. 9 A reação envolve a substituição nucleofílica em carbono quiral com alto risco de racemização do produto. A obtenção de polímeros de alta massa molar é difícil e a polimerização é facilmente terminada por água. 40 O mecanismo de polimerização catiônica, representado na Figura 2.1 9, consiste numa primeira etapa na protonação do oxigênio exocíclico (-C=O). Como conseqüência, a ligação Me-C-O-CH adjacente se torna ativada eletrofílicamente. Em uma segunda etapa (propagação) esta ligação é rompida pelo ataque nucleofílico de um outro monômero l,l-dilactídeo. Este processo se repete durante toda a etapa de propagação até que um nucleófilo monofuncional, por exemplo a água, provoque a terminação da cadeia em 9, 37, 40 crescimento. Figura 2.1 Polimerização catiônica do l,l-dilactídeo 9

29 8 A polimerização aniônica, representada na Figura 2.2 9, é iniciada por alcóxidos de 9, 40 metais alcalinos (metóxido de potássio). Ambas as etapas de iniciação e propagação consistem em um ataque nucleofílico de um ânion ao carbono da carbonila (C=O) do l,l-dilactídeo, seguido pela clivagem da ligação CO-O do anel. 41 A polimerização aniônica não apresenta uma etapa inerente de término; em condições ideais chega-se a polímeros vivos e à formação de copolímeros em bloco. CH 3 O CH 3 CH 3 O O + O R O CH C O CH C O O O O CH 3 R Figura 2.2 Polimerização aniônica do l,l- lactídeo 9 Uma das desvantagens da técnica é a possibilidade de ocorrência da desprotonação do monômero l,l-dilactídeo, gerando um ânion lactídeo planar (Figura 2.3). Devido à planaridade do ânion, as reações de protonação/desprotonação podem levar também a produto racêmico. O ânion lactídeo pode também iniciar uma nova cadeia (transferência) gerando como conseqüência massas molares moderadas ou baixas no produto. H 3 C O H H 3 C O O O + O R HO R + O O O O CH 3 CH 3 Figura 2.3 Desprotonação do l,l- lactídeo formando íon planar 9

30 9 A polimerização por inserção por coordenação, utilizando como catalisador o 2-etilhexanoato de estanho (Sn(Oct) 2 ), é considerada de particular importância por diversos motivos: (a) permite a união do bloco poli(l,l-dilactídeo) a estruturas pré formadas como, por exemplo, drogas, sorbitol e manitol, formando copolímeros com diferentes estruturas, (b) apresenta alta eficiência: quase total conversão do monômero l,l-dilactídeo é alcançada até mesmo quando a razão monômero/catalisador é alta 10 4 :1, (c) o catalisador Sn(Oct) 2 é aceito pela FDA para fins alimentícios e médicos em muitos países, 35, 36, 42 sendo usado em escala industrial (ex. Cargill/ DOW e Purac) para a síntese do poli(l,l-dilactídeo) usado para fabricação de fios de suturas. Além disso, o Sn(Oct) 2 apresenta solubilidade em solventes orgânicos e monômeros de ésteres cíclicos, facilitando a reação 36, e apresenta baixo custo relativo se comparado com outros catalisadores. 35, Polimerização da ε-caprolactona Os estudos sobre a polimerização por abertura de anel (ciclo-adição) da ε-caprolactona (CL) foram concentrados principalmente na determinação de estruturas de centros ativos e nas relações entre as cinéticas de propagação e reações secundárias (como transesterificação inter ou intramolecular). 1 Assim como o l,l-dilactídeo, a ε-caprolactona pode ser polimerizada por processo catiônico, aniônico e inserção por coordenação, também chamado de pseudoaniônico. As estruturas químicas dos centros ativos estão representadas nas Figuras 2.4, 2.5 e

31 10 O II -OCCH 2 CH 2 CH 2 CH 2 CH 2 -O + O O II O Figura 2.4 Polimerização catiônica da ε-caprolactona 1 O II -CCH 2 CH 2 CH 2 CH 2 CH 2 -O - O II O Figura 2.5 Polimerização aniônica ε-caprolactona 1 O II -CCH 2 CH 2 CH 2 CH 2 CH 2 -O _ Sn Oct Oct O II O Figura 2.6 Polimerização por inserção por coordenação da ε-caprolactona 1 A etapa inicial da polimerização do ε-caprolactona ocorre mais comumente por inserção por coordenação, assim como a polimerização do l,l-dilactídeo. 43

32 Características da copolimerização A síntese de copolímeros é mais favorável do que as misturas mecânicas conhecidas como blendas, pois além de combinar as propriedades individuais dos polímeros constituintes, propicia propriedades adicionais ao material por efeito sinergético. A copolimerização gera macromoléculas capazes de se auto-organizar em geometrias periódicas de longa ordem. A ligação covalente entre os blocos pode promover a miscibilidade entre as partes não similares, limitando a separação de fase a dimensões da ordem de Angstrons. Essa característica é muito importante para os materiais usados em engenharia de tecidos chamados de scaffolds (tablados ou suportes). 44 A copolimerização representa uma valiosa estratégia para preparar materiais poliméricos com propriedades mecânicas e biodegradabilidades finamente ajustadas com a composição química e cristalinidade. A habilidade de cristalizar dos copolímeros resulta da preservação da simetria, da tacticidade e do comprimento dos segmentos homogêneos formados pelas unidades constituintes. A microestrutura e arquitetura dos copolímeros sintetizados por polimerização por abertura de anel de ésteres cíclicos resultam de cinéticas e termodinâmica dos sistemas de polimerização, e estão relacionadas com o meio de reação, catalisador, natureza do co- 8, 19, 22, 23, 29, 45, iniciador e temperatura, entre os parâmetros mais importantes da polimerização. 46, 47, 48, 49, 50 As características mecânicas de um copolímero dependem não só da concentração relativa e propriedades das unidades repetitivas, mas também da microestrutura. O conhecimento e o entendimento da dependência do comportamento mecânico do polímero na

33 12 microestrutura e a influência dos constituintes tornarão possíveis o planejamento de materiais com combinações de propriedades, especificamente materiais biodegradáveis elastoméricos ou materiais termoplásticos flexíveis com alta rigidez e resistência à ruptura. Kloss et al. (2002) 51 e Wang et al. (2003) 52 mostraram a correlação entre composição, microestrutura e biodegradabilidade para uma série de poli(éster-uretano) contendo diferentes segmentos de poli(ε-caprolactona). Em relação ao comportamento térmico, foi observado que o aumento na proporção do segmento rígido (poliuretano) acarretou o aumento nos valores da temperatura de transição vítrea (T g ) dos polímeros devido ao aumento nas interações hidrogênio. Esse efeito foi mais pronunciado na série de poli(éster-uretano) linear, sendo esse fato atribuído ao maior empacotamento das cadeias lineares em relação às reticuladas, com extensores de cadeia cíclicos, os quais introduzem maior volume livre. A diversidade de monômeros ésteres cíclicos existentes, (d,l e l,l-dilactídeo, glicolídeo, tetra metil glicolídeo, ε-caprolactona, δ-valerolactona, γ- valerolactona, γ-butirolactona, etc), permite a obtenção de uma grande diversidade de homopolímeros e copolímeros de poliésteres com propriedades versáteis. 3, 53, 54 Os monômeros ésteres cíclicos podem ser combinados entre si formando uma grande diversidade de poliésteres com as mais variadas estruturas (bloco, alternado, estatístico) e propriedades, de acordo com as condições reacionais utilizadas (temperatura, tipo de catalisador etc) e/ou com a proporção entre estes monômeros. Duda et al. 50 prepararam copolímeros em bloco usando os monômeros lactídeo e ε-caprolactona através da polimerização aniônica, utilizando o catalisador Al(o i Pr) 3, e Castro e Wang 55, utilizando os

34 13 mesmos monômeros e o iniciador SnOct 2, sintetizaram copolímeros através da polimerização por inserção por coordenação. Monômeros com grande diferença de reatividade entre si tendem a resultar em estruturas em bloco e, monômeros com reatividades próximas tendem a resultar em estruturas estatísticas. É importante destacar que a reatividade relativa entre os monômeros é diferente da velocidade de homopolimerização. 3 Bero et al. 18 (1993) estudaram a copolimerização do l,l-dilactídeo e ε-caprolactona na presença de iniciadores contendo zinco e alumínio (dietil zinco, trietil alumínio, isopropóxido de alumínio, acetil acetato de alumínio), em solução de clorobenzeno e temperaturas entre 50 a 150 o C. Os copolímeros obtidos foram precipitados em hexano e secos a vácuo a 50 o C. As probabilidades de adição do monômero na cadeia polimérica são muito similares utilizando como iniciador o isopropanoato de alumínio (temperatura de reação=150 o C) ou o octanoato de estanho (temperaturas de reação=110 o C e 130 o C). Porém, experimentalmente foi observado que a probabilidade de adição do ε-caprolactona no final da cadeia lactidila (-LL) é mais baixa do que a probabilidade de adição do dilactídeo ao final da cadeia caproíla (-Cap). Se o final da cadeia polimérica for LL, a probabilidade de adição do ε-caprolactona é de 2% e a probabilidade de adição do dilactídeo é de 98%. Se o final da cadeia polimérica for Cap, a probabilidade de adição do ε-caprolactona é de 26% e a probabilidade de adição do dilactídeo é de 74% (com o Sn(Oct) 2 como iniciador e temperatura de reação igual a 110 o C). 18 Os blocos longos na copolimerização do dilactídeo com o ε-caprolactona são observadas somente em baixas temperaturas (< 70 o C). Os copolímeros com blocos pequenos são formados em altas temperaturas como resultado de processos de trans-esterificação. 18

35 14 Essa preferência de inserção do LL na cadeia do copolímero de l,l-dilactídeo e ε- caprolactona foi observada também por Choi et al Propriedades de biomateriais para aplicação médica As propriedades requeridas aos biomateriais poliméricos para aplicações médicas são similares àquelas requeridas aos outros tipos de biomateriais, ou seja, biocompatibilidade, esterilizabilidade, propriedades físicas e mecânicas adequadas e manufaturabilidade. 56 A biocompatibilidade é a aceitação de um implante pelos tecidos vizinhos e pelo organismo de modo geral. O implante deve ser compatível com o tecido em relação à mecânica, química, superfície e propriedades farmacológicas. Os fluídos do corpo podem atuar como solvente para as impurezas da matriz de polímero. Os compostos envolvidos na polimerização e nos estágios de processamento, chamados de monômeros, oligômeros, iniciadores e solventes, podem gerar características morfológicas particulares como cristalinidade ou porosidade, causando toxicidade indesejável devido à baixa liberação ou baixa captação de compostos de baixa massa molar pelo organismo. 57 De acordo com Vert et al. 58 as reações ao corpo estranho são brandas para os biomateriais que degradam lentamente, e severas para os biomateriais que degradam mais rapidamente. Den Dunnen et al. 59,60,61,62 estudaram o comportamento de três tipos de biomateriais in vivo (ratos): um copolímero semicristalino de l,l-dilactídeo e ε-caprolactona (50%:50%), que se degrada lentamente, um copolímero amorfo contendo 50% de dilactídeo (85% l-dilactídeo e 15% d-dilactídeo) e 50% de ε-caprolactona (PLA 85 CL 50 ), que se degrada mais rapidamente, e um biomaterial não degradável, o polietileno de ultra alta massa molar.

36 15 Após 18 meses de implantação o copolímero semicristalino estava totalmente fragmentado, e após esse período foram observadas muitas células de reações ao corpo estranho (fagócitos) e grande número de nucleação ao redor dos fragmentos do biomaterial. Os fragmentos eram angulares e poligonais, com bordas pontiagudas. Após 24 meses os fragmentos se tornaram menores e arredondados, e as reações ao corpo estranho se tornaram mais brandas. O copolímero amorfo já se encontrava totalmente fragmentado após 4 meses de implantação (Figura 2.7). Durante a degradação a maior parte da massa do biomaterial diminuiu e os fragmentos se tornaram menores. Após 6 meses de implantação foram observados pequenos fragmentos do biomaterial rodeados por células multinucleadas de reações ao corpo estranho. Após 7 meses, os fragmentos e as células multinucleadas desapareceram. No biomaterial não degradável, até 5 meses de implantação as reações ao corpo estranho foram brandas. Após esse período o número de fibroblastos e a quantidade de colágeno na cápsula fibrosa (formada ao redor do biomaterial) aumentaram. Após todos os períodos de implantação (até 8 meses) foram observadas células multinucleadas de reações aos corpos estranhos na interface. Foram observadas células de reações aos corpos estranhos nos copolímeros de degradação rápida e lenta em diferentes períodos de implantação, respectivamente 6 e 18 meses. Segundo os pesquisadores, este fato foi causado não somente pelas propriedades químicas dos biomateriais, mas também pelas propriedades físicas dos fragmentos, como tamanho e formato. A esterilizabilidade deve ser considerada antes do desenvolvimento de novos dispositivos de biomateriais. 56 Os métodos convencionais, como a esterilização por aquecimento a seco ou úmido, freqüentemente iniciam a degradação e hidrólise dos dispositivos; enquanto que com o óxido de etileno ocorreram problemas com a toxicidade de resíduos. Desta forma, a esterilização por irradiação tem se tornado usual. Porém a radiação

37 16 causa alterações nas estruturas moleculares dos polímeros, as quais aparecem como alterações nas propriedades físicas e químicas µm 170 µm 170 µm 17 µm Figura 2.7 Micrografias da degradação do copolímero contendo 50% de dilactídeo (85% L-dilactídeo e 15% D-dilactídeo) e 50% de ε-caprolactona, in vivo, após 3 meses (A) e 4 meses (C). ϕ representa o biomaterial e FB representa fragmentos do biomaterial. 64

38 17 A maioria dos tecidos vivos estruturais, como ossos, ligamentos, tecidos de ligação, são compósitos macromoleculares. Por isso os compósitos poliméricos sintéticos são atrativos materiais para o desenvolvimento de novos e apropriados biomateriais para reposição, suporte e crescimento ou fixação de tecidos vivos. 2.6 Degradação dos poliésteres poli(l,l-dilactídeo),poli(ε-caprolactona) e copolímeros A condição mais importante para a biodegradação dos sistemas poliméricos é a presença de ligações hidrolisáveis e/ou oxidáveis ao longo da cadeia principal. 65 Alguns poliésteres são degradáveis em processos hidrolíticos e/ou enzimáticos a hidroxiácidos não tóxicos. 1 As taxas de hidrólise e biodegradação são dependentes da composição e comprimento de seqüência. Uma complexa combinação desses fatores estruturais determina a morfologia dos compostos poliméricos, com cristalinidade e orientação geralmente retardando a taxa de degradação. 65 Marten et al. 66 demonstraram que o efeito dominante controlador da biodegradabilidade de poliésteres alifáticos é a mobilidade das cadeias do polímero, que está correlacionada com a diferença de temperatura de fusão da fração cristalina do poliéster e a temperatura na qual a degradação ocorre. Os tipos de microorganismos que degradam o poli(l,l-dilactídeo) (PLL) é limitada no ambiente natural, quando comparado com os microorganismos capazes de degradar outros poliésteres como o poli(ε-caprolactona) (PCL) e o poli(β-hidroxibutirato) (PHB). Dos microorganismos capazes de degradar o PLL foram isolados quatro acnomicetes e quatro bactérias, um dos acnomicetes foi identificado como sendo o Amicolatopsis sp (classe 41). 11 O PLL pode também sofrer degradação enzimática com Proteinase-K, Bromelain e Pronase.

39 18 67 Entre essas enzimas a Proteinase-K é mais efetiva e, por isso, é freqüentemente utilizada 67, 68 nos estudos de degradabilidade do PLL e copolímeros. Segundo Karjomaa et al. 69, os oligômeros de poli(l-ácido láctico) solúveis em água, com massas molares entre 220 e 550 g.mol -1, biodegradaram numa mistura microbiológica preparada do húmus, a 25 o C e 58 o C, ph 7,5. Enquanto que, os oligômeros cristalinos e hidrofóbicos, com massas molares entre 550 e 2880 g.mol -1, biodegradaram somente a 58 o C. As massas molares médias dos oligômeros decresceram durante a degradação biótica e abiótica, sendo que esse decréscimo de massa molar foi ligeiramente maior na degradação biótica. Hakkarainem et al. 70 também observou que a presença de microorganismos acelera a taxa de degradação do poli (l,l-dilactídeo), e que o efeito sinergético de uma mistura de várias culturas de microorganismos aumenta a taxa de degradação, comparado à degradação em culturas puras. Para Lunt 38 a degradação do poli(ácido láctico) é primeiramente hidrolítica e dependente da temperatura e umidade. Quando a massa molar média do poliéster atinge aproximadamente g/mol os microorganismos do solo começam a digerir os oligômeros de ácido láctico, produzindo dióxido de carbono e água. Mas os microorganismos não são eficientes na assimilação do lactídeo cíclico 70. Kasuya et al. 12 estudaram a biodegradabilidade de vários poliésteres alifáticos, dentre eles o poli(ε-caprolactona), em água natural. Neste estudo foram utilizadas quatro diferentes amostras de água natural, sendo duas marinhas, da Baía de Tókio e do oceano Pacífico

40 19 (Ibaragi, Japão), e duas de água doce, do rio Arakawa (Saitama, Japão) e do lago Kasumigaura (Ibaragi, Japão). A biodegradabilidade foi avaliada pela alteração da Demanda Bioquímica de Oxigênio (BDO) no decorrer do tempo de exposição, e por perda de massa. As amostras dos poliésteres foram imersas em 200 ml de água natural acrescido de 0,2 ml de uma solução de sais minerais, a 25 o C, por 28 dias. O grau de biodegradação BDO dos filmes de PCL aumentou com o tempo, até cerca de 80 %, com 28 dias de exposição nas amostras de água doce e na água da Baía de Tókio; e a biodegradabilidade por perda de massa nessas águas foi de 100%. Nas águas do oceano Pacífico a biodegradação BDO foi cerca de 60 % e a perda de massa foi de 67 % em 28 dias. Com isso, os autores concluem que os microorganismos capazes de degradar o PCL estão largamente distribuídos em águas doces e águas marinhas. Alguns tipos de fungos possuem diferentes efeitos na degradação de polímeros, entretanto, existe pouca informação sobre quais tipos de fungos podem acelerar significativamente a degradação de poliésteres alifáticos. Cai et al. 71 estudaram a influência de dez tipos de fungos na degradação in vitro do PLL e PCL, avaliados pela variação da viscosidade inerente desses polímeros, antes e após a degradação por 30 dias, na temperatura de 26 ± 1 o C. O Fusarium L023 foi o mais efetivo na degradação do PLL, dentre os fungos avaliados (Fusarium L023, Geastrum Triples 2167, Polyporous, Fusarium 2138, Stereum 2039 Fusarium L017, Fusarium L037, Fusarium L025, Fusarium L021, Frameters hirsuta 2108). Os fungos não apresentaram o mesmo efeito na degradação do PCL. O Fusarium 2138 mostrou maior atividade na degradação do PCL. Lostocco et al. 65 estudaram a degradação hidrolítica e a biodegradação de copoliésteres em bloco de poli(ε-caprolactona) ( M w = g/mol) e l,l-dilactídeo (PLL/PCL) por fungos Fusarium solani f. sp. pisi das classes e e Fusarium

41 20 moniliforme, cujas culturas foram mantidas em dextrose de batata ou em suco de 8 vegetais - V8 juice agar- (suco V8, CaCO 3 e agar). O copoliéster em bloco de poli(ε-caprolactona) ( M w = g/mol) e l,l-dilactídeo, contendo 65% em peso de PCL, apresentou perda de massa de 13%, após 35 dias de exposição hidrolítica, em solução de 0,1 N NaOH, 37 o C. Os autores observaram que a degradação hidrolítica do copoliéster em bloco PLL/PCL foi controlada pela cristalinidade inicial do CL e a composição total, após 5 semanas; e a fase PLL é mais susceptível à cisão da cadeia de forma aleatória. Com relação à biodegradação, o Fusarium solani (77-2-3) e o Fusarium moniliforme degradaram os copoliésteres com grandes comprimentos de seqüência de CL (43000), enquanto que com o Fusarium solani (77-102) não ocorreu degradação. A degradação foi atribuída à atividade cutinase, presente no Fusarium solani (77-2-3). Entretanto, o Fusarium solani (77-2-3) e o Fusarium moniliforme não foram capazes de degradar o copoliéster de menor comprimento de seqüência de CL (2000). Os sistemas com tamanhos limitados de domínios de PCL parecem inibir a atividade de degradação do Fusarium. Alguns pesquisadores observaram que a hidrólise do copolímero em bloco de ε-caprolactona e d,l,dilactídeo, a 50 o C durante 70 dias, é mais rápida do que a do PCL. O 14, 72 aumento da lactidila acelera a hidrólise. Enquanto que, a perda de massa do copolímero estatístico de ε-caprolactona e l,l,dilactídeo (CL/L=8/92), em solução tampão de fosfato a 37 o C, foi mais rápida quando comparada ao PLL, apesar de nenhuma alteração da resistência a tração ter sido observada antes e após a hidrólise. 73 Durante o metabolismo in vivo, o poli-dilactídeo é degradado por hidrólise em ácido láctico, 74, 75 o qual sob condições aeróbicas é metabolizado em água e dióxido de carbono e, finalmente excretado pelo organismo. 76

42 21 Os poli(lactídeo) industriais são encontrados em duas formas: o poli(l,l-dilactídeo) (PLL) semicristalino e o poli(d,l-dilactídeo) (PDL) amorfo. Recentemente, alguns estudos têm demonstrado que materiais desenvolvidos a partir de polímeros biodegradáveis semicristalino, tais como poli(l,l-dilactídeo) e poli(ε-caprolactona), são vagarosamente absorvidos e podem levar muitos anos para serem completamente absorvidos pelos tecidos, e por isso podem conferir potencial de carcinogenicidade em longo prazo, devido à exposição do entorno do tecido a uma combinação de efeitos químicos dos produtos primários de hidrólise, de efeitos mecânicos e da reação de imunização devido aos fragmentos poliméricos sólidos. 64, 77, 78 Em contrapartida o poli(l,d-dilactídeo) (PDL) amorfo é prontamente degradado em curto tempo e seus produtos desaparecem em duas semanas. 78 Porém, algumas complicações, como inchamento e inflamação no tecido, podem ser prevenidos pela incorporação de um antiinflamatório como o salicilato nas cadeias poli(l-dilactídeo). É possível polimerizar o l-dilactídeo com o di e tri-salicídeo e usar o ácido salicílico como iniciador da polimerização do l-dilactídeo ou da copolimerização do l-dilactídeo e ε-caprolactona. 79 Den Dunnen et al. 80 investigaram a degradação em longo prazo de implantes subcutâneos em ratos, de um copolímero contendo 50% de dilactídeo (85% L-dilactídeo e 15% D-dilactídeo) e 50% de ε-caprolactona (PLL 85 CL 50 ), e as decorrentes reações estranhas ao corpo. Não foram observados fragmentos de biomaterial remanescentes após 12 meses de implantação do biomaterial. Os pesquisadores observaram que a degradação do PLL 85 CL 50 é caracterizada pelo inchamento do polímero em degradação até 3 meses; após esse período ocorreu um decréscimo de volume desse polímero. O inchaço é causado pela absorção de água pelo polímero em degradação, se tornando opaco. O polímero se torna novamente transparente depois de seco. In vitro, após 60 dias, foi observada a perda de 7% da massa inicial seca. Isto significa que numa primeira fase de degradação (3 meses), a degradação é

43 22 relativamente lenta, embora o volume do biomaterial aumente para um máximo depois do tempo de implantação de 3 meses. Após esse período o biomaterial permanece inchado e opaco (ainda contém água), mas o volume decresce rapidamente. Numa segunda fase (6 meses) a degradação é relativamente rápida e caracterizada por fagocitose e/ou reabsorção do copolímero degradado pelas cápsulas fibrosas (formadas ao redor do implante). A massa molar ( M w ) permanece igual à massa inicial, g/mol, até o período de 3 meses de implantação. Após esse período a degradação aumenta (segunda fase) e, após 4 meses de implantação a M w decresce para 8000 g/mol. Esse rápido decréscimo na M w corresponde ao rápido decréscimo de volume após 3 meses de implantação. Em todo o período de investigação (12 meses) não foram observados fragmentos do biomaterial. O procedimento de degradação do copolímero PLL 85 CL 50, observado por den Dunnen et al. 80 e descrito acima, está representado na Figura 2.8. Nesse estudo foi observado que a maior parte do biomaterial degradou após 6 meses de implantação; menos de 5% do volume do biomaterial implantado não degradou após esse período. Não foi observada cristalização dos copolímeros amorfos durante a degradação. Após 8 meses foram observados os primeiros monômeros e dímeros do processo de degradação. As reações ao corpo estranho devido ao biomaterial (PLL 85 CL 50 ) foram relativamente brandas. A degradação não depende somente do tipo de polímero ou da massa molar inicial ( M w ), mas também da quantidade e forma (superfície efetiva) do biomaterial. 80

44 23 Volume (µl) Massa molar (g/mol) Fase 1 Fase 2 Fase 3 tempo (meses) Figura 2.8 Variação do volume (µl) de um copolímero (PLA 85 CL 50 ) com o tempo, e variação da massa molar com o tempo (in vivo). 80 Ao contrário do que acontece com o material in vivo, a perda de massa e o decréscimo da massa molar ( M w ) ocorreram de modo constante durante a degradação do material in vitro, como mostrado na Figura 2.9. Mw (g/mol) in vivo in vitro t (meses) Figura 2.9 Variação da massa molar ( M w ) durante a degradação do copolímero (PLL 85 CL 50 ) na forma de barras in vivo e na forma de guias de nervos in vitro. 64