SÍNTESE E AVALIAÇÃO IN VITRO DO POLI ( L-ÁCIDO LÁCTICO). Vanusca D.Jahno 1*, Jefferson B. da Silva 1, Emanuelli Cabral 2, Paula Kersche 2, Rosane A. Ligabue 2, Sandra Einloft 2, Maidy Ferreira 3, Karina Bombonato-Prado 3. 1* Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul, Pós-Graduação em Medicina e Ciências da Saúde, Av.Ipiranga,6681 P12B sala 223, 90619-900 Porto Alegre/RS vanuscadalosto@yahoo.com.br, jeffmao@terra.com.br; 2 Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul,Faculdade de Química emanullis@hotmail.com, paulakersche@yahoo.com.br, rligabue@pucrs.br, einloft@pucrs.br; Universidade de São Paulo, Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto karina@forp.usp.br Synthesis and in vitro evaluation of the poly(l-lactic acid). Poly (L-lactic acid) (PLLA) is an aliphatic polyester which is being used, mainly in biomedical applications. PLLA is a biocompativel and bioabsorbable material. This work presents the synthesis and characterization of poly (L-lactic acid) and its cytotoxicity evaluation. The obtained polymers were characterized by FTIR and GPC. We observed that the cell viability was higher than 80% in the group in contact with PLLA and the cellular adhesion was similar for the controlled group and the group that received half conditional from PLLA, suggesting that the components of this material do not affect the cellular viability. Introdução Em 1960 começaram a serem produzidas as primeiras suturas bioabsorvíveis aprovadas na indústria médica, obtidas a partir de ácido láctico e ácido glicólico (1). Desde aquele tempo, outros dispositivos médicos, baseados em ácido láctico e ácido glicólico, como também outros materiais, inclusive copolímeros de poli (dioxanona) e poli (trimetileno carbonato), e homopolímeros e copolímeros da poli (ε-caprolactona), foram aceitos para o uso como dispositivos biomédicos (2). Além desses dispositivos aprovados, muitas pesquisas continuam em polianidridos (3), poliortoésteres (4), e outros materiais (5). Para que um material seja aceito clinicamente como um material de implante, ele precisa atender a alguns requisitos fundamentais: (1) biocompatibilidade, ou seja, sua presença não deve causar efeitos nocivos no local do implante ou no sistema biológico; (2) os tecidos não devem causar a degradação do material; (3) o material deve ser biofuncional, ou seja, deve ter as características mecânicas adequadas para cumprir a função desejada e pelo tempo desejado; (4) o material deve ser esterilizável. Paralelamente à biocompatibilidade, é importante que o implante permita o desempenho imediato e com êxito da função específica (estática e dinâmica) da parte do corpo que está sendo substituída. Esta habilidade está embutida no conceito de biofuncionalidade (6). Neste conceito estão incorporados também os problemas associados à degradação química dos materiais, visto que o meio fisiológico pode ser bastante agressivo, mesmo aos materiais considerados extremamente inertes quimicamente,
reduzindo a eficiência do implante. Os polímeros têm sido largamente utilizados como biomateriais por apresentarem vantagens em relação aos metais e às cerâmicas. Entre as vantagens estão à versatilidade de processamento e modelagem, possibilitando a síntese de polímeros em diferentes composições químicas e, conseqüentemente, a obtenção de materiais com diferentes propriedades mecânicas e graus variados de biocompatibilidade. A tendência atual pela busca de materiais absorvíveis e de baixo custo levou ao desenvolvimento, através de modificações químicas, do poli (L - ácido láctico) (PLLA). O PLLA pode ser extremamente interessante em aplicações clínicas em função de sua capacidade de degradação. O mecanismo da degradação in vitro dos polímeros bioreabsorvíveis tem sido avaliado nos últimos anos e demonstra ser um processo heterogêneo na extensão do material. Dentre os produtos da hidrólise das ligações ésteres, a presença de terminais ácidos catalisa a reação de degradação. É o chamado efeito autocatalítico dos poli(α-hidróxi ácidos). O processo é homogêneo inicialmente, gerando oligômeros solúveis em água em toda a extensão do material. Os produtos presentes na superfície da matriz são difundidos para o meio, entretanto, a baixa taxa de difusão dos produtos da reação no interior do material gera um acúmulo de ácidos, fazendo com que estruturas densas tenham uma erosão inicial na superfície, mas apresentando uma degradação mais acentuada no centro (7). A bioreabsorção pelo organismo ocorre quando a biodegradação geram produtos e subprodutos com as características dos metabólitos orgânicos, especificamente os ácidos do Ciclo de Krebs. Terminada a hidrólise do material a degradação segue o processo de oxidação a ácido láctico (para o PLA) e conversão das unidades de PGA em glicina, que por sua vez são convertidos em ácido pirúvico. Na presença da acetil coenzima A, ocorre à liberação de CO 2 e, conseqüentemente, a decomposição em citrato. O citrato será então incorporado no Ciclo de Krebs, resultando em CO 2 e H 2 O, podendo sua eliminação ser feita através da urina e da respiração, conforme mostra a figura 1. O material foi reabsorvido e metabolizado (7).
Figura 1. Rota metabólica de bioreabsorção dos poli(α-hidróxi ácidos) (PLA e PGA). Em estudos in vivo, o processo de biodegradação e bioreabsorção é um mecanismo complexo de eventos celulares e bioquímicos. Com o implante do material sintético o organismo promove uma típica resposta a uma reação inflamatória de corpo estranho. A influência na degradação pela presença de peróxidos, enzimas e células fagocitárias representam ainda hoje um importante enfoque nas pesquisas dos polímeros bioreabsorvíveis (7). A degradação in vitro mostra-se como uma boa alternativa quando comparados aos estudos in vivo, sendo fundamentais e necessários. Os custos são menores, o processo pode ser acelerado e as condições do ensaio, como temperatura, ph, produtos e subprodutos de degradação, podem ser quantificados e monitorados (7).
Experimental Síntese do pré-polímero A síntese do pré-polímero foi realizada através da retirada de água por policondensação com aquecimento de 160º por 4 horas, sob agitação mecânica e atmosfera inerte (gás nitrogênio). Síntese por policondensação Inicialmente foi sintetizado através do método de policondensação direta um pré-polímero L- ácido láctico de baixa massa molar. A partir dele foi sintetizado o poli (L-ácido láctico) conforme descrito na literatura (8), com o catalisador dibutildibutóxi-estanho. Caracterização dos pré-polímeros e dos polímeros Os espectros de IV foram obtidos em um espectrofotômetro Perkin Helmer-(célula de seleneto de zinco - acessório HATR) em valores de transmitância. Através do GPC obteve-se a massa molar numérica média (M n ) e a massa molar ponderal média (M w ) em um cromatógrafo equipado com uma bomba isocrática -1515 e detector de índice de refração -2414 da Waters Instruments, utilizando tolueno como eluente. As amostras foram solubilizadas em clorofórmio. Teste de citotoxicidade Para o teste de citotoxicidade (ISO-9002) do material através de cultura de células osteoblásticas com o meio condicionado do material, adicionamos 10, 20 e 30% do eluente mais meio de cultura normal (MTS 10%) e a proliferação e viabilidade celular foram avaliadas após 24 horas, 4 dias, 7 dias e 11 dias Resultados e Discussão Análise dos Espectros de Infravermelho Os espectros de IV do pré-polímero e do polímero PLLA sintetizados por policondensação com o catalisador dibutóxidibutil estanho são mostrados na Figura 2.
Figura 2: Espectros de IV do pré-polímero e do PLLA obtido por policondensação com o catalisador dibutóxidibutil estanho, em diferentes tempos de vácuo. A banda larga em torno de 3500 cm -1 referente ao estiramento do grupo OH diminui no prépolímero e praticamente desaparece no polímero PLLA. Observa-se um deslocamento da banda referente ao estiramento do C=O no monômero em 1715 cm -1 para 1744 cm -1 no pré-polímero e 1753 cm -1 no polímero obtido com 350 horas de vácuo, assim como, um deslocamento da banda de C-O em 1160 cm -1 do pré-polímero para 1185 cm -1 no PLLA indicando que houve a formação do polímero. Tanto o pré-polímero quanto o PLLA, apresentam as mesmas bandas de absorção, se diferenciando apenas na intensidade da banda em torno de 3500( O-H), que desaparece com o tempo de vácuo, devido à reação de poliesterificação direta que consome os grupamentos OH quando estes reagem com os grupamentos ácidos para formar a ligação éster. Essas atribuições são análogas às descritas na literatura (9,10,11).
Análise de Cromatografia por Permeação em Gel A partir da análise de GPC foram obtidas a massa molar numérica média (M n ) e a massa molar ponderal média (M w ) do pré-polímero e do PLLA obtidos em diversos tempos de reação, como é mostrado na Tabela 1. Tabela 1: Massas molares (M w e M n) do pré-polímero L-ácido láctico e do poli (L-ácido láctico) Entrada Polímeros M n (g/mol) M w (g/mol) 1 Pré-polímero 882 1798 2 PLLA (100 h) 6413 16032 3 PLLA (200 h) 11348 20669 4 PLLA (350h) 11424 23902 Solvente: Clorofórmio, Catalisador dibutildibutóxi estanho. Observa-se com estes dados que houve um aumento considerável da massa molar do polímero obtido PLLA quando comparado ao pré-polímero (entrada 1 e 2) e este aumento é observado também em função do tempo de reação (entrada 2 a 4). Como era esperado, a massa molar do PLLA sintetizado aumentou, passando de um valor de Mw de 1798 g/mol no pré-polímero, para um valor de Mw de 23902 g/mol no PLLA de 350 horas de tempo de reação. Análise da Citotoxicidade Pode ser observado no figura 3 que a partir do grupo de 4 dias, a proliferação celular diminuiu proporcionalmente com o aumento da concentração do meio condicionado nas culturas quando comparado ao controle. Apesar disso, figura 4 mostra que a viabilidade celular foi maior que 90% em todos os grupos estudados, sugerindo que os componentes deste material não afetam a viabilidade celular.
Proliferação Celular nº de células x 10 4 /poço 40 30 20 10 0 controle 10% 20% 30% 24 horas 4 dias 7 dias 11 dias grupos grupos 24 horas 4 dias 7 dias 11 dias controle x 10% n.s. n.s. 5% 1% controle x 20% n.s. 5% 0,1% 0,1% controle x 30% n.s. 0,1% 0,1% 0,1% Figura 3. Proliferação celular após 24 horas, 4, 7 e 11 dias de cultura em contato com 0, 10, 20 e 30% de meio condicionado com o PLA. Teste estatístico de Kruskall-Wallis. Viabilidade Celular viabilidade celular (%) 120 110 100 90 80 70 60 50 40 30 20 10 0 controle 10% 20% 30% 24 horas 4 dias 7 dias 11 dias grupos Figura 4. Proliferação celular após 24 horas, 4, 7 e 11 dias de cultura em contato com 0, 10, 20 e 30% de meio condicionado com o PLA. Teste estatístico de Kruskall-Wallis (ausência de significância entre os grupos). Adesão e Proliferação Celular A adesão celular estudada através de contagem de células em lamínulas de vidro e coradas com DAPI não mostrou diferenças estatisticamente significantes entre os dois grupos estudados após 24 horas de cultura, como pode ser visto na Figura 5. Apesar disso, após os experimentos realizados aos 7, 14 e 21 dias, foi observada uma diminuição estatisticamente significante na proliferação celular no grupo em contato com o meio condicionado quando comparado ao controle, em todos os períodos estudados (Figura 6).
Adesão celular Número de células/campo 14 12 10 8 6 4 2 0 24 horas controle CM (PLA) Figura 5. Adesão celular após 24 horas de cultura dos osteoblastos controles e em contato com o meio condicionado com eluente de PLA. Diferença estatística não significante entre os dois grupos. número de células x 10 4 / poço 80 70 60 50 40 30 20 10 0 * * * 7 14 21 control CM (PLA) período (dias) Figura 6. Proliferação celular após 7, 14 e 21 dias de osteoblastos humanos derivados do osso alveolar com e sem a adição de meio condicionado com PLA. Análise estatística de Mann-Whitney para p 0.05. * Diferença estatística com p=0,004. Viabilidade celular Os dois grupos estudados de células na presença e na ausência de meio condicionado com eluente do PLA mostraram viabilidade celular acima dos 80% em todos os períodos estudados, com diferença estatística somente no período de 7 dias (Figura 7).
viabilidade celular (%) 100 80 60 40 20 * control CM (PLA) 0 7 14 21 período (dias) Figura 7. Viabilidade celular após 7, 14 e 21 dias de osteoblastos humanos derivados do osso alveolar com e sem a adição de meio condicionado com PLA. Análise estatística de Mann-Whitney para p 0.05. *Diferença estatística com p=0,004. Conclusões O processo de policondensação utilizado mostrou-se uma rota sintética viável na obtenção do polímero PLLA, a partir de matérias primas nacionais. A proliferação celular foi significativamente menor no grupo em contato com meio condicionado, e a quantidade de proteína total significativamente maior neste grupo em relação ao controle em todos os períodos estudados. Estes resultados sugerem que o material apresenta boa biocompatibilidade e não interfere com a adesão celular inicial de osteoblastos, apesar de não favorecer a proliferação celular. Agradecimentos Os autores agradecem à A.S.Technology, PROPESQ, UFRGS, PUCRS, USP e FAPESP. Agradece-se ao PUCRS pela bolsa de DT. Referências Bibliográficas 1. D.K.Gilding and A.M. Reed. Polymer. 1979, 20, 1459. 2. A.J. Domb, et al. Biomedical polymers Designed to degrade systems, S.W. Shalaby, Ed.; New York: Hanser, 1994; 69-96. 3. J.Heller and A.U. Daniels, Poly (orthoesters). S.W. Shalaby, Ed. Biomedical polymers. Designed to degrade systems. New York:Hanser, 1994; 35-68. 4. J Kohn and R. Langer. Bioresorbable and bioerodible materials. B.D. Ratner, Homan AS, F.J. Schoen, J.E. Lemons, Ed.; Biomaterials science. New York: Academic Press, 1996; 64-72.
5. S.W. Shalaby and R.A. Johnson, Synthetic absorbable polyesters. S.W.Shalaby Ed.; Biomedical polymers. Designed to degrade systems. New York: Hanser, 1994; 1-34. 6. A Ravaglioli and A.Krajewski. Bioceramics: materials, properties, applications. New York: Chapman & Hall, 1992. 7. S.H. Barbanti et al. Polímeros: Ciência e Tecnologia. 2005, 15(1), 13. 8. Ph.Dubois, et al. Macromolecules. 1991, 24, 2266. 9. C-C Chen et al. Biomaterials. 2003, 24, 1167. 10. H.R. Kricheldorf and M.V. Sumbel. Macromolek.Chem. 1988, 189. 11. K.Hintunen et al. Macromolecules. 1996, 29, 8677.