TCC- Graziela Silva Fermiano

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UNIVERSIDADE FEDERAL DE SANTA CATARINA 
CENTRO DE CIÊNCIAS DA SAÚDE 
DEPARTAMENTO DE ODONTOLOGIA 
CURSO DE ODONTOLOGIA 
 
 
 
 
 
 
 
Graziela Silva Fermiano 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
INFLUÊNCIA DA ESTERILIZAÇÃO UTILIZANDO ÓXIDO DE ETILENO EM 
ARCABOUÇOS DE PLGA+HA/βTCP COM E SEM SINVASTATINA 
INCORPORADA 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Florianópolis 
2021 
 
Graziela Silva Fermiano 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
INFLUÊNCIA DA ESTERILIZAÇÃO UTILIZANDO ÓXIDO DE ETILENO EM 
ARCABOUÇOS DE PLGA+HA/βTCP COM E SEM SINVASTATINA 
INCORPORADA 
 
 
 
 
 
 
 
 
Trabalho de Conclusão do Curso de Graduação em 
Odontologia do Centro de Ciências da Saúde da 
Universidade Federal de Santa Catarina como requisito 
para a obtenção do título de Cirurgiã-Dentista. 
 
Orientador: Prof. Dra. Ariadne Cristiane 
Cabral da Cruz 
Coorientador: MSc. Raissa Borges Curtarelli 
 
 
 
 
 
 
 
Florianópolis 
2021 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Graziela Silva Fermiano 
 
 
Influência da esterilização utilizando óxido de etileno em arcabouços de 
PLGA+HA/βTCP com e sem sinvastatina incorporada 
 
Este trabalho de Conclusão de Curso foi julgado adequado para obtenção de Título de “Cirurgião 
Dentista” e aprovado em sua forma final pelo curso de Odontologia 
 
 
Florianópolis, 12 de abril de 2021. 
 
 
 
 
 
Prof. Dra. Glaucia Santos Zimmermann 
Coordenadora do Curso 
 
Banca Examinadora: 
 
 
 
 
 
Prof. Dra. Ariadne Cristiane Cabral da Cruz 
Orientador 
Universidade Federal de Santa Catarina 
 
 
 
 
Prof. Dr. Ricardo de Souza Magini 
Avaliador 
Universidade Federal de Santa Catarina 
 
 
 
 
MSc. Mariane Beatriz Sordi 
Avaliador 
Universidade Federal de Santa Catarina 
 
 
AGRADECIMENTOS 
 
Agradeço a Deus, é ele meu criador, por sua graça na minha vida e por ter me 
presenteado com pessoas especiais durante a minha jornada até aqui. 
Aos meus pais, Nivaldo e Valdézia, por terem investido em minha educação, pelo 
amor, apoio, dedicação e amparo. Serei eternamente grata pelo comprometimento, pela 
confiança e pelo incentivo diante das minhas escolhas. Vocês são os melhores pais do 
mundo. 
Ao meu esposo, Bismarck, por todo carinho, amor durante esses anos, por ter 
sonhado o meu sonho, por me abraçar quando eu mais precisei durante minha trajetória, 
por se manter forte para que nele eu me apoiasse nos momentos de dificuldade. Obrigada 
por acreditar em mim. Amo muito você. 
Às minhas irmãs, Vanessa, Gabriela e Daniela, aos meus cunhados e ao meu 
sobrinho Nathan. Teremos sempre uns aos outros. Obrigada Daniela e Roberto por todas 
as caronas durante esses anos de faculdade. Nathan obrigada por ter ensinado a tia um 
amor tão simples e lindo. A tia Grazi ama você para sempre. 
À minha orientadora, Ariadne, por ser uma excelente professora, desde as aulas 
em Materiais Dentários, fez-me admirá-la pela sua competência e carinho. Obrigada por 
transmitir paz durante esse processo, por suas mensagens motivacionais antes das 
reuniões, agora já não sou mais uma folha em branco intacta, graças a você minha folha 
em branco nunca mais será a mesma. Obrigada professora por toda a paciência comigo e 
por todas as oportunidades. 
À minha coorientadora, Raíssa, pela disposição em me ajudar todas as vezes que 
eu precisei, obrigada por responder minhas mensagens de desespero esclarecendo minhas 
dúvidas e acompanhando com carinho todo o meu trabalho. Obrigada pelas correções e 
incentivos. 
À minha amiga, Fernanda Willemann, minha dupla de TCC, foi um dos melhores 
presentes desse processo. Obrigada por me fazer rir em momentos tão tensos e deixar tudo 
mais tranquilo. Amiga obrigada pelo companheirismo no Laboratório e pelas nossas 
limpezas na madrugada. Com certeza essa caminhada ficou mais leve, pois fiz esse trajeto 
com você. 
À Mariane Sordi e ao Lenin. Pelos ensinamentos no laboratório, pela calma e 
dedicação em passar seus conhecimentos. Mari você é muito especial, sua luz é 
contagiante. 
 
Às minhas amigas, Fernanda Barros, Ludiana, Selma e Pauline, vou sempre 
levar em meu coração o nosso subgrupo. Deixaram meus dias mais felizes e a minha 
trajetória mais florida. Amigas, como sou grata a vocês pelos cafés, pela companhia, pelos 
conselhos, pelas risadas e por todas as conversas. Amo muito vocês. 
À minha dupla, Júlia Pedron, que esteve presente no meu primeiro paciente, na 
minha primeira cirurgia, em momentos muito importantes para o meu crescimento como 
profissional e pessoal. Transformou meus dias cinzentos em dias coloridos, com as suas 
risadas, com o seu carinho. Minha companheira musical e de danças. Amo muito você. 
Aos meus colegas de turma, vocês foram muito especiais para mim. A 16.1 para 
sempre em meu coração. 
Aos meus professores, por todo o conhecimento passado, por toda dedicação em 
me tornar uma profissional de excelência. Pelo carinho e amor nos seus ensinamentos. 
Devo muito a todos vocês. Vocês são os melhores. 
Aos servidores, Batista, Luiz, Rô, Fátima e Simone, pelos ensinamentos, por me 
auxiliarem, pelas conversas e risadas. Meu carinho por vocês será para sempre. 
À Universidade Federal de Santa Catarina, minha querida UFSC, como eu 
sonhei e me esforcei para você fazer parte da minha história. Por me abrir as portas do 
conhecimento e ampliar meu horizonte. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 “Todos os nossos sonhos podem se tornar realidade se tivermos a 
coragem de persegui-los.” - (Walt Disney) 
 
 
RESUMO 
 
O tecido ósseo, por sua capacidade de cicatrização, é capaz de curar espontaneamente a 
maioria das fraturas ósseas. No entanto, em defeitos ósseos extensos, tem-se observado 
limitações na regeneração óssea, em decorrência da complexidade deste tecido. Assim, 
pesquisadores têm buscado a engenharia tecidual para desenvolver substitutos ósseos 
eficientes. Dentro deste contexto, é importante destacar que, em estratégias de regeneração 
óssea voltadas para uso clínico, é necessário definir um método de esterilização eficaz que 
mantenha as características desejáveis do substituto ósseo. Assim, o objetivo do presente 
estudo foi produzir arcabouços de poli(ácido lático-co-glicólico) com hidroxiapatita e β-
fosfato tricálcio (PLGA+HA/βTCP) com e sem a incorporação de 2% sinvastatina (SIN), 
bem como analisar a influência da esterilização por óxido de etileno (OE) nas 
características físico-químicas dos arcabouços, comparando-se com grupos sem 
tratamento (controle positivo). Os arcabouços foram confeccionados pela técnica da 
evaporação do solvente. Partículas de cerâmica bifásica (70% HA, 30% βTCP) foram 
adicionadas ao PLGA em uma proporção de 1:1 (m:m). As amostras com SIN receberam 
2% (m:m) deste medicamento. Os arcabouços foram confeccionados na forma de cilindro 
e seccionados sobre uma placa de vidro com auxílio de uma lâmina de bisturi. Uma parcela 
das amostras foi submetida a esterilização por óxido de etileno OE (grupo com tratamento) 
e a outra parcela permaneceu sem esterilização (grupo sem tratamento, controle positivo). 
A morfologia dos arcabouços foi analisada por microscopia eletrônica de varredura 
(MEV). A caracterização química foi feita por espectroscopia por energia dispersiva 
(EDS). A cristalinidade do material foi definida por difração de raio-X (DRX). As imagens 
obtidas por MEV revelaram que nos grupos com tratamento por OE verificou-se um maior 
número de macro- e micro-poros em comparação aos grupos sem tratamento, entretanto 
não ocorreu alterações consideráveis nas superfícies das amostras. Segundo as análises de 
EDS, os arcabouços foram formados principalmentepor Carbono (C), Cálcio (C), Fósforo 
(P) e Oxigênio (O), sendo que as amostras esterilizadas por OE apresentaram um aumento 
do elemento Carbono. Os arcabouços mantiveram sua natureza cristalina após a 
esterilização. Pode-se concluir a esterilização por OE não interferiu nas características 
físico-químicas dos arcabouços de PLGA+HA+βTCP e PLGA+HA+βTCP+2%SIN. 
 
Palavras-chave: Regeneração 1. Óxido de Etileno 2. Sinvastatina 3. Arcabouços 4. 
 
ABSTRACT 
 
Bone tissue, due to its healing capacity, is able to spontaneously heal most bone fractures. 
However, in extensive bone defects, limitations in bone regeneration have been observed, 
due to the complexity of this tissue. Thus, researchers have sought tissue engineering to 
develop efficient bone substitutes. Within this context, it is important to highlight that, in 
bone regeneration strategies aimed to clinical applications, it is necessary to define an 
effective sterilization method that maintains the desirable characteristics of the bone 
substitute. Thus, the objective of the present study was to produce poly (lactic-co-glycolic 
acid) scaffolds with hydroxyapatite and β-tricalcium phosphate (PLGA + HA / βTCP) 
incorporating or not 2% simvastatin (SIN), as well as analyzing the influence of ethylene 
oxide (OE) sterilization on the physical-chemical characteristics of the scaffolds, 
compared with groups without treatment (positive control). The scaffolds were produced 
trough the solvent evaporation technique. Biphasic ceramic particles (70% HA, 30% 
βTCP) were added to the PLGA in a 1: 1 (w:w) ratio. Samples with SIN received 2% (w:w) 
of this drug. The scaffolds were produced a cylinder cylindric shape sectioned over a glass 
plate with a scalpel blade. A portion of the samples was subjected to sterilization by OE 
(group with treatment) and the other portion remained without sterilization (group without 
treatment, positive control). The morphology of the scaffolds was analyzed by scanning 
electron microscopy (SEM). Chemical characterization was performed by dispersive 
energy spectroscopy (EDS). The material cristalization was defined by X-ray diffraction 
(XRD). The images obtained by SEM revealed that in the groups treated with OE there 
was a greater number of macro- and micro-pores compared to the groups without 
treatment, however, there were no considerable changes in the surfaces of the samples. 
According to the EDS analysis, the scaffolds were formed mainly by Carbon (C), Calcium 
(C), Phosphorus (P), and Oxygen (O). Additionally, the samples sterilized by OE increased 
the Carbon element in its composition. The scaffolds maintained their crystalline nature 
after sterilization. It can be concluded that sterilization by OE did not interfere in the 
physical and chemical characteristics of the PLGA+HA+βTCP and 
PLGA+HA+βTCP+2%SIM scaffolds. 
 
Keywords: Regeneration 1. Ethylene Oxide 2. Simvastatin 3. Scaffold 4. 
 
LISTA DE FIGURAS 
Figura 1 - MEV das amostras de PLGA+HA+βTCP com e sem tratamento.......................33 
Figura 2 - MEV dos arcabouços de PLGA+HA+βTCP+2%SIN com e sem tratamento.....34 
Figura 3 - Gráficos obtidos a partir de espectroscopia por energia dispersiva (EDS) das 
amostras de PLGA+HA+βTCP+2%SIN com tratamento por óxido de etileno (OE)..........35 
Figura 4 - Gráficos obtidos a partir de espectroscopia por energia dispersiva (EDS) das 
amostras de PLGA+HA+βTCP+2%SIN sem tratamento por óxido de etileno (OE)..........36 
Figura 5 - Gráficos obtidos a partir de espectroscopia por energia dispersiva (EDS) das 
amostras de PLGA+HA+βTCP com tratamento por óxido de etileno (OE)........................37 
Figura 6 - Gráficos obtidos a partir de espectroscopia por energia dispersiva (EDS) das 
amostras de PLGA+HA+βTCP sem tratamento por óxido de etileno (OE)........................38 
Figura 7 - Gráfico obtidos através da análise de difração de raios X (DRX) das amostras de 
PLGA+HA+βTCP e PLGA+HA+βTCP com tratamento (linha vermelha) ou não (linha preta) por 
óxido de etileno (OE)..............................................................................................................39 
Figura 8 - Gráficos obtidos através da análise de difração de raios X (DRX) das amostras 
de PLGA+HA+βTCP+2%SIN e PLGA+HA+βTCP+2%SIN com tratamento (linha 
vermelha) ou não (linha preta) por óxido de etileno (OE)...................................................39 
 
 
LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS 
 
 
Bi Bismuto 
BPMs Proteínas ósseas morfogenéticas 
Br Bromo 
C Carbono 
Ca Cálcio 
DRX Difração de raio-X 
EDS Espectroscopia por Energia Dispersiva, do inglês Energy 
Dispersive Spectroscopy 
OE Óxido de etileno 
FDA Administração de alimentos e medicamentos, do inglês Food and 
Drug Administration 
g Grama 
h Hora 
L Litro 
m:v Relação massa:volume 
m:v Relação massa:volume 
MEV Microscopia Eletrônica de Varredura 
Mg Magnésio 
mg Miligrama 
MPS Microesferas 
Nb Nióbio 
N Nitrogênio 
O Oxigênio 
P Fósforo 
PLA Ácido polilático 
PLGA Ácido polilático-co-glicólico 
PLGA+HA/βTCP Poli (ácido lático-co-glicólico) e hidroxiapatita com β fosfato 
tricálcio 
PLGA+HA/βTCP+SIN2% Poli (ácido lático-co-glicólico) e hidroxiapatita com β fosfato 
tricálcio e sinvastatina a 2% 
PGA Ácido poliglicólico 
PVA Álcool polivinílico 
 
PLLA Poli (L-ácido láctico) 
Rb Rubídio 
Si Silício 
SIN Sinvastatina 
Tc Tecnécio 
µ Micro 
 
SUMÁRIO 
1 INTRODUÇÃO ................................................................................................... 14 
2 REVISÃO DE LITERATURA ........................................................................... 17 
2.1 TECIDO ÓSSEO E REGENERAÇÃO ÓSSEA. .................................................. 17 
2.2 BIOMATERIAL ..................................................................................................... 19 
2.3 ARCABOUÇO ...................................................................................................... 20 
2.4 SINVASTATINA .................................................................................................. 22 
2.5 ESTERILIZAÇÃO ................................................................................................ 24 
2.6 ÓXIDO DE ETILENO .......................................................................................... 25 
3 OBJETIVOS ........................................................................................................ 28 
3.1 OBJETIVO GERAL .............................................................................................. 28 
3.2 OBJETIVOS ESPECÍFICOS ................................................................................ 28 
4 METODOLOGIA ................................................................................................ 29 
4.1 CONFECÇÃO DOS ARCABOUÇOS ................................................................. 29 
4.2 ESTERILIZAÇÃO DOS ARCABOUÇOS .......................................................... 30 
4.3 CARACTERIZAÇÃO FÍSICO-QUÍMICA .......................................................... 30 
4.3.1 Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV) .................................................. 30 
4.3.2 Espectroscopia por energia dispersiva (EDS) ................................................... 30 
4.3.3 Difração de raio-X (DRX) ................................................................................... 31 
5 RESULTADOS .................................................................................................... 32 
5.1 CARACTERIZAÇÃO FÍSICO-QUÍMICA .......................................................... 32 
5.1.1 Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV) .................................................. 32 
5.1.2 Espectroscopia por energia dispersiva (EDS) ...................................................35 
5.1.3 Difração de raio-X (DRX) ................................................................................... 38 
6 DISCUSSÃO ........................................................................................................ 40 
7 CONCLUSÃO ...................................................................................................... 43 
REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS...................................................................................44 
ANEXO 1 – ATA DA APRESENTAÇÃO.............................................................................48 
14 
 
1 INTRODUÇÃO 
 
O tecido ósseo é um tecido conjuntivo especializado, formado por células e pela 
matriz óssea extracelular. O material extracelular é constituído de uma porção orgânica 
composta, basicamente, por colágeno do tipo I, proteoglicanos e proteínas não colágenas, 
bem como uma porção inorgânica constituída principalmente por hidroxiapatita e água 
(CARREIRA et al., 2014, JUNQUEIRA e CARNEIRO, 2003). Entre as células que 
compõem o tecido ósseo, estão as células osteoprogenitoras, com atributos de células-
tronco, que ao longo da vida são reativadas durante o reparo de fraturas ósseas e outras 
lesões. Além das células osteoprogenitoras, o tecido ósseo também apresenta osteoblastos, 
osteócitos e osteoclastos (JUNQUEIRA e CARNEIRO, 2003; GARTNER & HIATT, 
2007). Outro fator que caracteriza o tecido ósseo é o seu dinamismo de reabsorção e sua 
capacidade de regeneração e reparo (CIAPETTI; GRANCHI; BALDINI, 2012). 
Na odontologia, traumas e infecções agudas ou crônicas que afetam os ossos 
maxilares, bem como doenças periodontais avançadas que provocam a perda de elementos 
dentais, levam à perda da função mecânica do osso. Como consequência, ocorre prejuízo 
aos tecidos de suporte dental (BUSER et al., 2016). A remodelação óssea e, 
consequentemente, o comprometimento estético-funcional em decorrência da perda dental 
desperta o interesse da engenharia tecidual na busca por estratégias para regeneração de 
defeitos ósseos. Devido à adequada capacidade de cicatrização do osso, a maioria das 
fraturas pode curar espontaneamente. No entanto, em defeitos extensos, o tecido ósseo 
apresenta limitações de regeneração pela sua complexidade, exigindo táticas avançadas 
para permitir a regeneração da sua estrutura e função. Os principais pontos para uma 
estratégia eficiente da engenharia tecidual englobam I) um número adequado de células 
formadoras de osso viáveis, II) um arcabouço capaz de conduzir estas células e ofertar 
suprimento sanguíneo adequado e III) substâncias solúveis capazes de estimular/induzir a 
diferenciação celular (CIAPETTI; GRANCHI; BALDINI, 2012). 
Assim, o uso de biomateriais vem sendo estudado e empregado como opção em 
estratégias de regeneração óssea (BARBANTI et al., 2004). Atualmente, os biomateriais 
utilizados como substitutos ósseos podem ser de natureza autógena, homogênea, xenâgena 
e sintética (RAIMONDO et al., 2019). O osso autógeno é o único biomaterial que por si 
só apresenta as propriedades desejáveis de osteocondução, osteoindução e osteogênese 
(CAMPOS et al., 2018). Porém, apesar dos inúmeros benefícios associados ao uso do osso 
autógeno, algumas limitações deste biomaterial, como quantidade limitada na área 
15 
 
doadora, morbidade envolvida e possibilidade de infecção no sítio doador, motivam a 
busca por alternativas (FERNANDEZ DE GRADO et al., 2018; GIANNOUDIS et al., 
2011). Dentro deste contexto, biomateriais sintéticos têm despertado o interesse de 
pesquisadores e clínicos por sua versatilidade e seu risco baixo de transmissão de doenças, 
ocupando 60% de substitutos ósseos do mercado (JORDANA; VISAGE; WEISS, 2017). 
O copolímero poli (ácido lático-co-glicólico) (PLGA) é o material sintético mais 
utilizado na medicina regenerativa. É um polímero alifático com uma estrutura de poliéster 
formado através da copolimerização de monômeros de ácido láctico (PLA) e ácido 
glicólico (PGA) (CIAPETTI; GRANCHI; BALDINI, 2012). Contudo, o PLGA tem 
demonstrado redução na adesão e proliferação celular devido à sua hidrofobicidade. 
Assim, surgindo a necessidade de associação com outros materiais, tais como a 
hidroxiapatita (HA) e o beta fosfato tricálcio (βTCP), para otimizar as propriedades do 
PLGA. O uso associado destes materiais ao PLGA compensa a sua fragilidade e as suas 
propriedades mecânicas (SORDI et al., 2020). Apesar do PLGA não ser osteoindutor, ele 
foi aprovado pela Food and Drug Administration (FDA) como transportador eficaz de 
substâncias para a engenharia de tecidos. Assim, a possibilidade de incorporação de 
substâncias bioativas mostra-se como uma forma de associar o polímero a fatores indutores 
da osteogênese, transformando-o, desta forma, em osteoindutor (DING; ZHU, 2018). 
Os fatores de crescimento para a regeneração óssea mais estudados são as 
proteínas ósseas morfogenéticas (BMPs), consideradas por muito tempo as substâncias 
mais importantes para tal finalidade. (JANSEN; VEHOF; RUHE, 2005). Contudo, é 
necessário prudência quanto ao uso da BMPs, sendo que a meia vida curta, a necessidade 
do uso de dosagens elevadas e a imunogenicidade representam limitações consideráveis 
no que se refere à sua administração sistêmica (CIAPETTI; GRANCHI; BALDINI, 2012). 
A família das estatinas vem sendo estudada nos últimos tempos como alternativa 
osteoindutora. Como um integrante importante das estatinas, tem-se a sinvastatina (SIN), 
medicamento para reduzir o colesterol usado no controle a hipercolesterolemia (ZHANG 
et al., 2015). 
Um aspecto muito importante na engenharia tecidual, é a necessidade de 
esterilização das amostras que irão ser implantadas nos pacientes. Apesar dos resultados 
promissores de muitos biomateriais voltados para a engenharia tecidual óssea, a utilização 
destes em pacientes é possível somente após a realização de um método de esterilização 
adequado. Desse modo, torna-se indispensável encontrar um método de esterilização 
terminal que não prejudique as propriedades físico-químicas e biológicas do substituto 
16 
 
ósseo. Os métodos de esterilização terminal mais comuns são vapor, calor a seco, radiações 
ionizantes e o gás de óxido de etileno (OE). Dentre eles, a esterilização por calor a seco e 
vapor são realizadas em alta temperatura e podem causar severa degradação nas 
micropartículas poliméricas. Por sua vez, as radiações ionizantes apresentam alto custo. 
Assim, dispositivos médicos que não podem suportar a alta temperatura usada durante a 
esterilização por calor seco e úmido e/ou são sensíveis à umidade usada na esterilização a 
vapor, podem ser esterilizados em baixas temperaturas usando gás OE, um gás incolor com 
ponto de ebulição de 10,4°C (TIPNIS; BURGESS, 2018). 
Diante do exposto, o objetivo deste trabalho foi produzir arcabouços de poli 
(ácido lático-co-glicólico) com hidroxiapatita e β-fosfato tricálcio (PLGA+HA/βTCP) 
com e sem a incorporação de 2% sinvastatina (SIN), bem como analisar a influência da 
esterilização por óxido de etileno (OE) nas características físico-químicas dos arcabouços, 
comparando-se com grupos sem tratamento (controle positivo). 
17 
 
2 REVISÃO DE LITERATURA 
 
2.1 TECIDO ÓSSEO E REGENERAÇÃO ÓSSEA 
O tecido ósseo é um tipo de tecido conjuntivo especializado, formado por células 
e pela matriz óssea. A matriz é um material extracelular constituído de uma porção 
orgânica e outra inorgânica. Sendo a porção orgânica formada de colágeno do tipo I, 
proteoglicanos e proteínas não colágenas, representando 25% do seu peso molecular. Por 
sua vez, a porção inorgânica é constituída, principalmente, de hidroxiapatita (65%) e de 
água (10%) (CARREIRA et al., 2014). O tecido ósseo possui quatro tipos celulares que o 
caracterizam, sendo osteoblastos, osteócitos, osteoclastos e células osteoprogenitoras ou 
de revestimento ósseo (GARTNER; HIATT, 2007). Cada célula desempenha uma 
determinadafunção. Assim, os osteoblastos (1) sintetizam a porção orgânica da matriz 
óssea e participam da sua mineralização, correspondendo de 4 a 6% das células do osso. 
Os osteócitos (2), por sua vez, correspondem de 90 a 95% das células ósseas encontradas 
no interior da matriz óssea, ocupando lacunas e sendo essenciais para a manutenção da 
matriz extracelular. Os osteoclastos (3) são células gigantes multinucleadas e executam a 
reabsorção óssea, correspondendo de 1 a 2% das células ósseas (GRANJEIRO; PAIVA, 
2017). Por fim, as células osteoprogenitoras ou de revestimento ósseo (4) que, 
influenciadas pelos grupos de proteínas ósseas morfogenéticas (BMPs) e pelo fator de 
crescimento de transformação β (TGF-β), apresentam habilidade para diferenciarem-se em 
osteoblastos, sendo mais ativas durante o período de crescimento ósseo intenso 
(GARTNER; HIATT, 2007). As células osteoprogenitoras mantém-se como células de 
revestimento por toda a vida pós-natal e são reativadas na fase adulta no momento de 
reparo de lesões ósseas (CARREIRA et al., 2014). 
O tecido ósseo também é caracterizado pelo seu dinamismo de reabsorção e sua 
capacidade de regeneração e reparo. Na cavidade bucal essa dinâmica do tecido ósseo é 
bastante evidente, uma vez que o osso alveolar do periodonto de suporte está em intensa 
remodelação promovida pelos esforços mastigatórios, entre outras alterações fisiológicas 
e patológicas que podem acometer os tecidos dentais. Traumas, infecções agudas ou 
crônicas e doenças periodontais avançadas podem ocasionar a perda de elementos dentais, 
levando à perda da função mecânica do osso alveolar e, por consequência, a sua redução 
dimensional (BUSER et al., 2016). 
Apesar dos avanços tecnológicos na implantodontia, a quantidade óssea é um pré-
18 
 
requisito para a instalação de implantes dentais de maneira eficaz e eficiente. A perda 
dental independente de sua etiologia, causará alterações dimensionais horizontal e vertical 
no processo alveolar e, em consequência, afetará os contornos de tecido mole e duro 
(RAIMONDO et al., 2019). Convém salientar que a formação do osso alveolar ocorre 
devido ao processo de erupção dental, por este motivo o osso alveolar é considerado uma 
estrutura dente dependente. Assim, após a perda dental, a reabsorção do osso alveolar é 
iniciada rapidamente (SCHROEDER, 1986). Grande parte das modificações nas 
dimensões alveolares após a perda dental ocorrem durante período de 3 meses. 
Adicionalmente, dentro dos primeiros 6 meses, a perda óssea alveolar média é de 1,5 a 2 
mm e de 40% a 50% no sentido vertical e horizontal, respectivamente. Nos primeiros 3 
anos, caso não tenha sido realizado um tratamento para restabelecer a perda dental, a perda 
óssea pode atingir 40-60% do volume da crista alveolar remanescente (SHEIKH; SIMA; 
GLOGAUER, 2015). O principal fator para essa remodelação óssea é a carência nutritiva 
do ligamento periodontal após a extração dental (BUSER, 2010). Por esses motivos, a 
reconstrução da estrutura óssea alveolar continua sendo um desafio da engenharia tecidual 
(SHEIKH; SIMA; GLOGAUER, 2015). 
Convém destacar que, devido à capacidade de cicatrização do osso, a maioria das 
fraturas e defeitos ósseos pequenos pode curar espontaneamente. No entanto, devido à 
complexidade do tecido ósseo, a cicatrização de defeitos extensos apresenta limitações 
(CIAPETTI; GRANCHI; BALDINI, 2012). Quatro importantes fatores estão ligados com 
a regeneração óssea em caso de defeitos de alta complexidade: (1) osteogênese, refere-se 
à presença de células ósseas viáveis para colonizar a região e possibilitar a formação óssea; 
(2) osteocondução, relaciona-se à presença de um arcabouço que permita a adesão e a 
migração celular e neovascularização para a formação do novo osso; (3) osteoindução, diz 
respeito à necessidade da presença de substâncias bioativas capazes de promover a 
diferenciação de células osteoprogenitoras em células produtoras de matriz óssea; e (4) 
regeneração óssea guiada (ROG), meio utilizado para possibilitar e conduzir o processo de 
regeneração óssea, excluindo células adjacentes que, fisiologicamente, tomariam o 
protagonismo do processo inflamatório, resultando em um processo de reparo, com perda 
de função, e consequentemente de estética (HÄMMERLE; KARRING, 1998). 
Assim, para uma estratégia eficiente da engenharia óssea, os principias quesitos 
são: número de células viáveis suficientes para a formação de osso, um arcabouço 
osteocondutor, sinais bioquímicos para induzir a osteogênese e suprimento sanguíneo 
19 
 
adequado (CIAPETTI; GRANCHI; BALDINI, 2012). 
 
2.2 BIOMATERIAL 
A busca para restabelecer a função do tecido ósseo em defeitos extensos ou em 
áreas que não podem ser regeneradas naturalmente tem movimentado o campo da 
engenharia tecidual. Por isso, o uso de biomateriais vem sendo estudado e aplicado como 
opção para reconstituir estruturas perdidas ou mesmo minimizar alterações dimensionais 
(BARBANTI et al., 2004). O biomaterial ideal para regeneração óssea deve, além de ser 
biocompatível e bioreabsorvível, apresentar as características de osteogênese, 
osteocondução e osteoindução, já descritas anteriormente (CIAPETTI; GRANCHI; 
BALDINI, 2012; FARDIN, A. C.; JARDIM, E. C. G.; PEREIRA, 2010). 
Diversos biomateriais têm sido utilizados como substitutos ósseos, podendo ser 
divididos em autógenos, homógenos, xenógenos e aloplásticos (sintéticos) (RAIMONDO 
et al., 2019). O osso autógeno é o único que apresenta todas as propriedades biológicas 
essenciais para a regeneração óssea per se (BURCHARDT, 1983). No entanto, o enxerto 
de origem autógena apresenta algumas limitações como sua disponibilidade limitada, a 
morbidade envolvida em um segundo leito cirúrgico para servir como área doadora e as 
complicações relacionadas a sua remoção. Por isso, as limitações citadas motivam a busca 
por alternativas (FERNANDEZ DE GRADO et al., 2018; GIANNOUDIS et al., 2011). 
Apesar da grande diversidade de substitutos ósseos, atualmente nenhum atende a 
todos os requisitos ideais. Entretanto, os biomateriais sintéticos têm despertado o interesse 
de pesquisadores e clínicos por sua versatilidade e seu reduzido risco de transmissão de 
doenças, ocupando 60% de substitutos ósseos do mercado (JORDANA; VISAGE; WEISS, 
2017). A variabilidade dos biomateriais sintéticos tem se destacado sobre as demais classes 
de biomateriais devido a possibilidade de controle das características físico-químicos, tais 
como morfologia, composição química, porosidade, taxa de degradação e, ainda, a 
possibilidade de incorporação e liberação controlada de substâncias osteoindutoras, 
tornando possível a regeneração óssea (BUSER, 2010, JORDANA; VISAGE; WEISS, 
2017). 
Dentre os materiais sintéticos mais comumente empregados como substitutos 
ósseos pode-se citar as cerâmicas e os polímeros. Dentre as cerâmicas, incluem-se a 
hidroxiapatita (HA, de fórmula química Ca10(PO4)6(OH)2), o fosfato de cálcio bifásico, o 
20 
 
-fosfato tricálcio (fórmula química Ca3(PO4)2) e os vidros bioativos (MIRON et al., 
2016). Os fosfatos de cálcio possuem uma composição química muito semelhante com os 
componentes minerais do osso. Estes biomateriais são biocompatíveis, não apresentam 
atividade osteogênica ou osteoindutora por si só, são osteocondutores. Por sua vez, os 
vidros bioativos são compostos por cálcio, fósforo e dióxido de silício. Adicionalmente, 
são conhecidos por sua biocompatibilidade, propriedades de osseointegração e 
osteocondução (CIAPETTI; GRANCHI; BALDINI, 2012; JORDANA; VISAGE; 
WEISS, 2017). O termo osseointegração introduzido por Brånemark na década de 60, foi 
definido pelo médico como uma conexão estrutural direta entre o osso vivo e uma 
superfície de implante. Embora tenha sido inicialmente utilizado com referência a 
implantes metálicos de titânio, atualmente o conceito se aplica a biomateriais com 
capacidade de osseointegrar(GUGLIELMOTTI; OLMEDO; CABRINI, 2019). O PLGA 
é o polímero mais pesquisado, sendo inicialmente utilizado como material para sutura 
clínica em decorrência da capacidade de ser completamente absorvido pelo corpo após à 
cirurgia. Por sua biocompatibilidade e sua taxa ajustável de biodegradação in vivo, o PLGA 
foi aprovado pela Food and Drug Administration como carreador eficaz de substâncias 
para a engenharia de tecidos (DING; ZHU, 2018). 
 
2.3 ARCABOUÇO 
A engenharia tecidual baseada em arcabouços foi introduzida nos anos de 1990 
para tratar limitações de enxertos de tecidos e reparo de tecido aloplástico (CIAPETTI; 
GRANCHI; BALDINI, 2012). Vacanti definiu engenharia de tecidos definido como a 
aplicação dos “Princípios da engenharia e das ciências da vida para o desenvolvimento de 
substitutos biológicos que restauram, mantêm ou melhoram a função do 
tecido”(LANGER; VACANTI, 1993). A fim de aumentar a taxa de sucesso em 
procedimentos cirúrgicos para regeneração óssea, estratégias baseadas em células foram 
desenvolvidas de forma a fornecer uma fonte extra de elementos osteogênicos a serem 
entregues no local da lesão ou defeito ósseo. No entanto, uma baixa eficácia terapêutica 
de transplante de células foi registrada, quando as células foram transferidas ao interior da 
área enxertada por injeção ou infusão. Por consequência, foi necessário fornecer um 
microambiente tridimensional para estas células viabilizando sua sobrevivência e 
desempenho de função. Além disso, estes microambientes são capazes de transportar 
moléculas de sinalização biológica e nutrientes celulares que podem influenciar de modo 
21 
 
positivo as células transplantadas, resultando no aumento da eficácia terapêutica 
(CIAPETTI; GRANCHI; BALDINI, 2012). 
Assim, arcabouços são estruturas tridimensionais porosas que desempenham um 
papel importante na regeneração óssea, frequentemente usados como substitutos ósseos 
temporários em razão das suas propriedades físico-químicas e biológicas que articulam o 
comportamento e as funções celulares. Sua estrutura tridimensional permite uma interação 
complexa de células-células e de células-microambiente que guiam à formação e a 
regeneração do tecido (KIM et al., 2014). Na regeneração de uma lesão, os arcabouços são 
utilizados como substitutos provisórios do tecido natural, atuando como facilitadores ou 
até mesmo aceleradores da regeneração óssea, durante a reconstrução do defeito ósseo. No 
entanto, não devem atuar como um substituto ósseo definitivo (FISHER et al., 2015). Os 
arcabouços devem cumprir uma série de exigências, não podem ser prejudiciais para o 
organismo, devem permitir a adesão, migração e proliferação celular, facilitar a invasão 
vascular, assim como dar suporte ao mecanismo de formação de vasos sanguíneos a partir 
de vasos preexistentes à angiogênese, apresentar taxa de degradação proporcional à 
cicatrização óssea e ter rigidez similar ao tecido ósseo (ENCARNAÇÃO et al., 2019). Para 
se obter um arcabouço viável, propriedades químicas, bem como topografia de superfície, 
arquitetura, porosidade, interconectividade, solidez, flexibilidade, e degradação, 
necessitam ser controladas (WAGONER JOHNSON; HERSCHLER, 2011). 
Em relação à síntese do arcabouço, uma grande variedade de polímeros sintéticos 
é estudada como possibilidade de biomaterial para aplicação na engenharia óssea tecidual. 
Arcabouços confeccionados a partir de polímeros biocompatíveis e biodegradáveis têm 
sido utilizados com sucesso para auxiliar o tecido ósseo na regeneração in vivo. O polímero 
mais utilizado pela medicina regenerativa é o PLGA, polímero alifático com uma estrutura 
de poliéster que é formado através da copolimerização de monômeros de ácido poliláctico 
(PLA) e ácido poliglicólico (PGA) (CIAPETTI; GRANCHI; BALDINI, 2012). Por ser um 
copolímero, há a possibilidade de ser polimerizado em muitas formulações diferentes com 
base na composição dos monômeros de PLA e PGA (HINES; KAPLAN, 2013). É um 
material biocompatível, facilmente sintetizado e biodegradável em subprodutos na forma 
de dióxido de carbono (CO2) e água (H2O), sendo eliminados pelo organismo. Apesar de 
não ser considerado osteoindutor, ele permite a incorporação e a liberação de substâncias 
como fármacos, sendo o seu mecanismo de degradação bastante útil para a liberação 
controlada de moléculas de sinalização. Contudo, o PLGA tem demonstrado reduzir a 
22 
 
capacidade de adesão e proliferação celulares devido a sua hidrofobicidade. Esse caráter 
hidrofóbico é conferido pela quantidade de PLA incorporada, devido ao seu grupamento 
lateral metila (-CH3), absorve menos água, o que, por consequência, resulta em uma 
degradação mais lenta do biomaterial. O PGA, por sua vez, apresenta caráter hidrofílico, 
conferindo ao biomaterial um menor tempo de degradação. Dessa forma, torna-se possível 
a combinação de diferentes proporções de PLA e PGA, dependendo dos objetivos de uso 
(HINES; KAPLAN, 2013; SORDI et al., 2020). 
A associação do PLGA com outros biomateriais, como a HA e o βTCP, pode ser 
uma interessante forma de complementar as propriedades do PLGA, uma vez que a 
degradação do PLGA resultaria na liberação dos fosfatos de cálcio incorporados, servindo 
como suprimentos minerais para a neoformação óssea. Além disso, o uso associado desses 
biomateriais ao PLGA compensa a sua fragilidade e as suas propriedades deficientes 
mecânicas, além da possibilidade de aumentar a capacidade hidrofílica dos arcabouços 
(HINES; KAPLAN, 2013; SORDI et al., 2020). 
 
2.4 SINVASTATINA 
A família das estatinas vem sendo estudada nos últimos anos como uma 
substância osteoindutora alternativa (ZHANG et al., 2015). São consideradas importantes 
redutores da síntese de colesterol, sendo utilizadas na prevenção de doenças coronarianas 
e da aterosclerose. O fármaco tem como mecanismo de ação a inibição da enzima HMG-
CoA redutase, que catalisa a conversão da HMG-CoA a ácido mevalônico, precursor do 
colesterol (SILVA; PINHEIRO NETO; BERTONCELLO, 2008). 
A ação das estatinas não se limita somente na redução do colesterol sérico. Em 
1999, Mundy et al. mencionou, pela primeira vez, as estatinas como estimuladoras da 
regeneração óssea. Seu estudo in vitro relatou que a lovastatina e a sinvastatina (SIN) 
aumentaram a neoformação óssea, quando administradas por via subcutânea em calvária 
de camundongos. O efeito foi relacionado ao aumento da expressão do gene da proteína 
morfogenética óssea-2 (MUNDY et al., 1999). 
Estudos posteriores relataram que a SIN é capaz de inibir as vias do mevalonato, 
farnesil pirofosfato e geranil-pirofosfato, sendo responsável pelo aumento da densidade 
mineral óssea ao reduzir a atividade dos osteoclastos, aumentando a atividade da fosfatase 
alcalina e a mineralização, assim como ampliam a expressão da sialoproteína óssea, da 
23 
 
osteocalcina e colágeno tipo I, apresentando efeito anti-inflamatório pela diminuição da 
produção de interleucina-6 e interleucina-8 (GENTILE et al., 2016; SAKODA et al., 
2006). 
A SIN é um importante integrante do grupo das estatinas, utilizado como 
medicamento sistêmico para controle da hipercolesterolemia (ZHANG et al., 2015). Para 
o uso local, no entanto, a SIN requer um veículo adequado que permita a sua liberação 
controlada para a promover a formação óssea. Administrada por via oral, a SIN sofre 
modificações por enzimas hepáticas, onde são metabolizadas para a sua forma ativa, o 
ácido graxo B-hidroxi, fazendo com que menos de 5% alcance a circulação sistêmica. 
Dessa forma, para atingir locais específicos em concentrações suficientes para a indução 
da neoformação óssea, seria necessário um aumento da dose oral, o que poderia causar 
respostas adversas exacerbadas de modo sistêmico (BROWN, 2008; PARK, 2009; 
SILVA; PINHEIRO NETO; BERTONCELLO, 2008). 
Sendo assim, torna-se necessário achar um carreador capaz de liberar a SIN de 
maneira lentae gradual, em uma concentração ideal para a regeneração óssea, sem 
provocar repostas inflamatórias exacerbadas (ENCARNAÇÃO et al., 2019). Vários 
sistemas carreadores de SIN foram descritos na literatura, especialmente os polímeros 
sintéticos (ENCARNAÇÃO et al., 2019; LITTUMA et al., 2019; SORDI et al., 2020). 
Em 2016, Encarnação et al. avaliaram in vitro, a liberação da SIN em arcabouços 
de PLGA+HA+βTCP com porosidade de 30 e 70%, incorporando 2,5% e 8% de SIN. A 
liberação do fármaco foi maior nas amostras com 70% de porosidade, apresentando caráter 
lento, gradual e prolongada da SIN, com características físico-químicas satisfatórias dos 
arcabouços, sendo promissor para a regeneração óssea.(ENCARNAÇÃO et al., 2019). 
Os estudos realizados por Sordi et al. (2020) confirmam a eficácia da SIN para o 
uso em estratégias de regeneração óssea. Foi avaliada a liberação in vitro da SIN a partir 
de arcabouços de PLGA+HA/βTCP incorporando 1% de SIN. Arcabouços com SIN 
incorporada apresentaram composição adequada e porosidade para a engenharia de 
tecidos, também foram biocompatíveis para osteoblastos e células-tronco mesenquimais 
A incorporação da SIN melhorou a capacidade hidrofílica dos arcabouços, melhorando a 
adesão e absorção de proteínas em sua superfície. Adicionalmente, a concentração da SIN 
incorporada e liberada mostrou biocompatibilidade celular (SORDI et al., 2020). 
 
 
24 
 
2.5 ESTERILIZAÇÃO 
Diante dos resultados promissores in vitro obtidos por nosso grupo de pesquisa 
com os arcabouços de PLGA+HA/βTCP com SIN incorporada em estratégias de 
regeneração óssea e perante à dificuldade de preservar o ambiente asséptico no decorrer 
das fases de confecção dos arcabouços, a esterilização terminal torna-se preferencial ao 
processamento asséptico, sendo mais fácil do ponto de vista tecnológico e econômico. 
Desse modo, torna-se indispensável encontrar um método de esterilização terminal que 
não prejudique as propriedades físico-químicas do substituto ósseo (TIPNIS; BURGESS, 
2018, ENCARNAÇÃO et al., 2019, SORDI et al., 2020). 
Os métodos de esterilização terminal mais comuns são vapor, calor a seco, gás de 
óxido de etileno (OE) e radiações ionizantes. Dentre eles, a esterilização por calor a seco 
e vapor são realizadas em alta temperatura e podem causar severa degradação das 
micropartículas poliméricas, tendo em vista que tanto o calor seco das estufas quanto o 
calor úmido das autoclaves necessitam de temperaturas acima de 120ºC para efetuar sua 
capacidade esterilizante. Porém, por conta da baixa temperatura de transição vítrea do 
PLGA, que varia entre 40 e 60° C dependendo da sua composição e do seu peso molecular, 
métodos que utilizam temperaturas elevadas podem causar severa degradação, hidrólise e 
instabilidade de substitutos ósseos com esse copolímero em sua composição (EDUARDO; 
ELKIN, 2008; ENCARNAÇÃO et al., 2019; HINES; KAPLAN, 2013; SORDI et al., 
2020). 
A esterilização por radiação apresenta dois tipos, de acordo com a fonte de 
radiação: a esterilização por feixes de elétrons ou a esterilização por radiação gama. A 
esterilização por feixe de elétrons emprega um fluxo constante de elétrons de alta energia, 
enquanto a esterilização por radiação gama utiliza raios gama de alta energia, que tem 
elevado poder de penetração. A radiação gama é um processo rápido e exige uma dose em 
média de 25 kGy para eliminar a carga microbiana. No entanto, esta técnica apresenta alto 
custo e pode causar a degradação de polímeros (TIPNIS; BURGESS, 2018). 
Assim, diversos produtos à base de polímeros não suportam altas temperaturas 
utilizadas durante o processo de esterilização e são sensíveis à umidade usada na 
esterilização a vapor. No entanto, estes dispositivos podem ser esterilizados em baixas 
temperaturas utilizando o gás de OE, tornando-se uma opção viável para produtos 
termosenssíveis. A eficiência do gás OE depende da concentração do gás, temperatura, 
umidade relativa e duração da exposição ao gás (TIPNIS; BURGESS, 2018). 
25 
 
2.6 ÓXIDO DE ETILENO (OE) 
O OE é um éter cíclico altamente reativo com dois carbonos e um oxigênio 
(C2H4O). É um gás incolor à temperatura ambiente com ponto de ebulição a 11°C 
(LAMBERT; MENDELSON; CRAVEN, 2011). Altamente eficiente na esterilização de 
dispositivos médicos termosenssíveis e hidrosensíveis, age à baixas temperaturas e possui 
alto poder de penetração por ser um esterilizante gasoso. Sua atividade biocida depende 
do seu poder alquilante. Sua ligação irreversível com as bases nitrogenadas impedem a 
duplicação do material genético e, consequentemente, a multiplicação celular (TIPNIS; 
BURGESS, 2018). O método permite ajuste dos seus parâmetros de acordo com a 
sensibilidade do material. Atua em uma baixa faixa de temperatura (30-60ºC), comparado 
aos outros métodos de esterilização como o vapor ou calor à seco. Isso permite a 
esterilização de polímeros como o PLGA, uma vez que a temperatura de esterilização pode 
ser regulada para permanecer abaixo da temperatura de transição vítrea, logo, pode manter 
as propriedades físico-químicas dos materiais (RUTALA; GERGEN; WEBER, 1998; 
TIPNIS; BURGESS, 2018). 
Contudo, o OE é inflamável, explosivo na presença de oxigênio e pode produzir 
resíduos tóxicos. Para diminuir seus efeitos tóxicos e seus riscos, o OE é misturado com 
gases inertes, como fluorocarbonos e o dióxido de carbono (CO2). No decorrer do processo 
de esterilização, ocorrem reações químicas com outras substâncias, gerando subprodutos 
tóxicos que podem ser absorvidos pelo biomaterial esterilizado, podendo comprometer a 
saúde de quem irá manuseá-lo ou recebê-lo. Na presença de íons de cloreto, pode gerar 
subprodutos como a etilenocloridrina enquanto que em contato com a água, origina o 
etilenoglicol. Por essa razão, o controle de subprodutos é essencial, sendo necessário após 
o processo de esterilização que os dispositivos sejam submetidos aos processos de aeração 
mecânica e ambiental para a erradicação de resíduos tóxicos do OE e seus subprodutos 
(SILVA, 2007). 
A eficiência do processo de esterilização por OE depende de quatro parâmetros: 
(1) concentração de OE que pode variar entre 50 e 1200mg/L, a diminuição dos níveis de 
concentração pode resultar em tempos de aeração mais curtos e, com isso, surtir benefícios 
para o meio ambiente, saúde e segurança; (2) tempo de exposição, que pode durar entre 4 
e 6 horas dependendo do tipo, densidade e volume do material; (3) temperatura, que é 
extremamente importante na letalidade microbiana (30-60ºC); e (4) umidade relativa de 
20% à 80% necessária por facilitar a penetração do gás nas embalagens, aumentando o seu 
26 
 
poder (SILVA, 2007). 
Os materiais a serem esterilizados devem ser colocados em embalagens que 
possibilitem a entrada e a saída do OE e da umidade. O equipamento empregado no 
processo é composto por uma câmara de esterilização, aquecedor, bomba de vácuo, 
lavador de gases e comando eletrônico. O ciclo é iniciado automaticamente, com uma 
parada pré-programada para padronizar a umidade interna e a temperatura do dispositivo. 
Em seguida, ocorre a evacuação e diluição do oxigênio, onde é removido quase 97% do 
oxigênio da câmara de esterilização, gerando um vácuo. Na próxima etapa, chamada de 
condicionamento, a câmara é aquecida e umidificada para recuperar a umidade perdida 
durante o processo de evacuação e logo o OE é introduzido na câmara em uma pressão já 
estabelecida, mantendo o gás em contato com os materiais por um determinado período de 
tempo. O gás é removido da câmara por meio de bomba a vácuo, seguida por injeções de 
nitrogênio. Esse processo visa retirar o excesso do OE com segurança, evitando seu 
contato com o oxigênio presente no ar. Para finalizar o processo, inicia-se a aeração 
mecânica no interior do equipamento, onde pulsos de ar filtrado são injetados para realizar 
a hiperventilação dos materiais. Por fim,os materiais são encaminhados para uma sala de 
aeração ambiental ondem ficam expostos a circulação de ar e permanecem até que os 
resíduos tóxicos alcancem níveis seguros para manejo e uso em paciente (SILVA, 2007; 
TIPNIS; BURGESS, 2018). 
Os arcabouços confeccionados por poliésteres biodegradáveis, são comumente 
esterilizados por OE, quando comparados com outros métodos de esterilização como a 
radiação gama, calor ou vapor, por causar menor deformação no arcabouço. Holy et al. 
(2000) realizou um trabalho para determinar um processo de esterilização ideal para 
arcabouços de PLGA (75:25) comparando a alteração morfológica, o dano químico e o 
efeito a longo prazo na degradação do polímero. Foram comparados os métodos de 
esterilização por OE, radiação gama e plasma de descarga luminosa de radiofrequência de 
baixa temperatura (RFGD). Com seu estudo verificou que os arcabouços esterilizados por 
OE sofreram uma redução de 50% de seu volume inicial e não apresentaram alterações no 
seu peso molecular. Apesar da esterilização por OE ter um impacto maior nas dimensões 
do arcabouço inicialmente, após 8 semanas de degradação, os arcabouços apresentaram as 
mesmas dimensões quando comparados ao RFGD, considerado o método mais adequado 
(HOLY et al., 2001). Choi et al. (2001) relataram que durante o processo de esterilização 
por OE em microesferas de poli (L-ácido láctico) (PLLA), não ocorreram modificações na 
27 
 
estrutura e no peso molecular das microesferas, mas foi observada mudança na 
cristalinidade do PLLA, tornando-se excessivamente agregadas o que impossibilitaria a 
aplicação clínica (CHOI et al., 2001). 
Friess e Schlapp (2006) estudaram a esterilização de micropartículas de 
PLGA/colágeno carregadas de gentamicina. Eles observaram que a esterilização com OE 
resultou em uma diminuição do peso molecular. No entanto, os polímeros esterilizados 
não demonstraram alterações em sua estrutura química (FRIESS; SCHLAPP, 2006). 
Dormer et al. (2013) observaram a liberação de macromoléculas de microesferas 
(MPS) de PLGA (50:50) e MPS de PLGA/HA esterilizadas por OE. O método de 
esterilização não influenciou na liberação das proteínas pelas MPS de PLGA. Contudo, foi 
observado uma redução na liberação de proteínas nas MPS de PLGA/HA. Os dados da 
temperatura de transição vítrea forneceram uma distinção clara entre os biomateriais 
contendo HA e ou não. As MPS sem HA não sofreram alteração na sua temperatura de 
transição vítrea, enquanto nas MPS com há foi observado um aumento de 10°C 
(DORMER et al., 2013). 
Hsiao et al. (2012) estudaram a liberação de vancomicina a partir de MPS de 
PLGA esterilizadas por OE e concluíram que a liberação do antibiótico foi menor em MPS 
tratadas com OE do que nas MPS não tratadas (HSIAO et al., 2012). 
Levando-se em consideração que ainda não existe um consenso a respeito do uso 
de OE para a esterilização de fármacos associados aos polímeros biodegradáveis e diante 
dos resultados promissores utilizando PLGA+HA/βTCP com SIN incorporada para a 
regeneração óssea, propõe-se nesse estudo produzir arcabouços de poli(ácido lático-co-
glicólico) com hidroxiapatita e β-fosfato tricálcio (PLGA+HA/βTCP) com e sem a 
incorporação de 2% sinvastatina (SIN), bem como analisar a influência da esterilização 
por óxido de etileno (OE) nas características físico-químicas dos arcabouços, comparando-
se com grupos sem tratamento (controle positivo). 
28 
 
 
3 OBJETIVOS 
 
3.1 OBJETIVO GERAL 
Produzir arcabouços de poli (ácido lático-co-glicólico) com hidroxiapatita e β-
fosfato tricálcio (PLGA+HA/βTCP) com e sem a incorporação de 2% sinvastatina (SIN), 
bem como analisar a influência da esterilização por óxido de etileno (OE) nas 
características físico-químicas dos arcabouços, comparando-se com grupos sem 
tratamento (controle positivo). 
 
3.2 OBJETIVOS ESPECÍFICOS 
− Avaliar a morfologia e tamanho dos poros na superfície dos arcabouços por 
microscopia eletrônica de varredura (MEV) nos grupos com e sem tratamento. 
− Quantificar os elementos químicos presentes na superfície dos arcabouços por 
espectroscopia por energia dispersiva (EDS) nos grupos com e sem tratamento. 
− Determinar a cristalinidade dos arcabouços por difração de raio-X (DRX) nos 
grupos com e sem tratamento. 
29 
 
 
4 METODOLOGIA 
 
4.1 CONFECÇÃO DOS ARCABOUÇOS 
A produção dos arcabouços foi realizada no Laboratório de Virologia Aplicada 
da Universidade Federal de Santa Catarina (LVA, UFSC). A metodologia de confecção 
dos arcabouços foi baseada em Sordi, 2020 (SORDI et al., 2020). Os arcabouços foram 
produzidos com PLGA+HA/βTCP, obtidos pela técnica da evaporação do solvente. 
Dissolveu-se copolímero PLGA 1:1 (m:m) (Resomer® Evonik, Essen, 
Alemanha) em clorofórmio (10% v:m), em temperatura ambiente sob agitação constante. 
Após a dissolução completa do polímero, foram adicionadas partículas de sacarose 
(80%m:m) com granulação inferior a 500μm, bem como partículas de cerâmica bifásica 
(50μm de hidroxiapatita (70%) e β-TCP (30%)), na proporção 1:1 entre polímero e 
cerâmica. A solução foi vertida em moldes cilíndricos de 6mm de diâmetro por 10mm de 
altura. Os materiais permaneceram a temperatura ambiente para total evaporação do 
solvente. Os cilindros foram então retirados dos moldes e seccionados sobre uma placa de 
vidro com auxílio da lâmina de bisturi (Fava, Blumenau, Santa Catarina, Brasil) para 
obtenção das amostras. Em seguida, removeu-se a sacarose usando-se solução de álcool 
polivinílico ((C₂H₄O)n) em banhos de 24h, seguido por banhos de 24h com água destilada, 
sob agitação constante. Para os arcabouços com SIN incorporada (SIN≥97%, grau de 
cromatografia líquida de alta eficiência, HPLC, sólida M=418,57), o fármaco a uma 
concentração de 1% (m:m) adicionado no PLGA dissolvido em clorofórmio. Os demais 
passos para obtenção dos arcabouços com a incorporação de SIN foram os mesmos 
descritos acima. As amostras foram colocadas em um refratário para a secagem dos discos 
e armazenadas em cabines de fluxo laminar a fim de reduzir os riscos de contaminação. 
Após a secagem, foram obtidos os arcabouços apresentando em média 6mm de diâmetro 
e 1mm de espessura. Os arcabouços foram separados de 3 em 3 unidades e acondicionados 
em papel grau cirúrgico para esterilização, identificados de acordo com os seguintes 
grupos: 
- GRUPO 1: PLGA+HA/βTCP sem tratamento 
- GRUPO 2: PLGA+HA/βTCP+2%SIN sem tratamento 
- GRUPO 3: PLGA+HA/βTCP com tratamento 
 - GRUPO 4: PLGA+HA/βTCP+2%SIN com tratamento 
 
30 
 
4.2 ESTERILIZAÇÃO DOS ARCABOUÇOS 
Parte dos arcabouços de PLGA+HA/βTCP+2%SIN e PLGA+HA/βTCP foram 
submetidos à esterilização por OE. As amostras foram dispostas em papel grau cirúrgico 
e enviados para esterilização através do serviço de esterilização do Hospital Universitário 
(HU) da UFSC para a empresa STERILAB® (Esterilização de Materiais Médicos 
Hospitalares) localizada em Pinhais, Paraná. Foi utilizada uma concentração de OE de 550 
a 900 mg/L, por um período de 3 horas, em temperatura média de 55ºC e umidade entre 
40 a 90%, em equipamento da marca SERCON. Para a eliminação dos resíduos produzidos 
pelo processo de esterilização por OE, posteriormente ao processo de esterilização, dentro 
do próprio equipamento os arcabouços foram submetidos pelo processo de aeração 
mecânica com doze pulsos de ar comprimido, contínuo de 1 hora de aeração ambiental. 
Após 2 dias de incubação, fazendo uso de Bacillus atrophaeus, o processo de esterilização 
foi atestado. Os demais arcabouços não foram esterilizados. Os quatro grupos passaram 
por todos os testes físico-químicos descritos a seguir. 
 
4.3 CARACTERIZAÇÃO FÍSICO-QUÍMICA 
 
4.3.1 Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV) 
As amostras de PLGA+HA/βTCP e PLGA+HA/βTCP+2%SIN foram analisadas 
no Laboratório Central de Microscopia Eletrônica (LCME) da UFSC. Para a análise foi 
utilizado o microscópioeletrônico de varredura de alta resolução com filamento de 
tungstênio (JEOL JSM-6390 LV Scanning Electron Microscope, Massachusetts, USA), a 
uma tensão de 10kV. 
As amostras foram dispostas sobre stubs metálicos, fixadas por meio de fita de 
carbono dupla face e levadas a um aparelho metalizador para receberem recobrimento de 
Ouro-Paládio. Amostras de PLGA+HA/βTCP e PLGA+HA/βTCP+2%SIN com 
tratamento e sem tratamento foram avaliadas com diferentes ampliações (X50, X100, 
X500 e X1000). 
4.3.2 Espectroscopia por energia dispersiva (EDS) 
A análise por espectroscopia por energia dispersiva (EDS) foi realizada no LCME 
da UFSC, utilizando equipamento acoplado ao microscópio eletrônico de varredura de alta 
resolução (JEOL JSM-6390LV Scanning Electron Microscope, Massachusetts, USA). 
Utilizando micrografias de aumento X500 de cada grupo, foram selecionadas duas áreas 
de cada micrografia e realizada a espectroscopia, analisando qualitativamente a 
31 
 
composição química da superfície das amostras, em uma voltagem de 10kV. 
4.3.3 Difração de Raio-X (DRX) 
A Difração de Raio-X (DRX) foi realizada no Laboratório Multiusuário de 
Difração de Raio X (LDRX) da UFSC. As amostras de PLGA+HA/βTCP e 
PLGA+HA/βTCP+2%SIN com e sem tratamento foram dispostas separadamente sobre 
uma placa de vidro e fixadas com gel spray e levadas ao equipamento. O equipamento 
utilizado para a análise foi o difratômetro de raio-X (MiniFlex600, Rigaku, Texas, USA) 
equipado com detector D/teX Ultra e uma fonte de cobre. As amostras foram analisadas 
em um intervalo de 5 a 90°C (2θ) com step-size de 0,05°C e velocidade de 10ºC/min, com 
tensão de 40kV, corrente de 15 mA, em temperatura ambiente (~21°C).
32 
 
 
5 RESULTADOS 
 
A caracterização físico-química dos arcabouços foi realizada por microscopia 
eletrônica de varredura (MEV), espectroscopia por energia dispersiva (EDS), difração de 
raios X (DRX). 
 
5.1 CARACTERIZAÇÃO FÍSICO-QUÍMICA 
 
5.1.1 Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV) 
As imagens obtidas a partir da análise por MEV das amostras de PLGA+HA/βTCP 
e PLGA+HA/βTCP+2%SIN estão dispostas nas Figuras 1 e 2, respectivamente. Foi possível 
observar que a morfologia dos arcabouços apresentou uma superfície livre de fissuras 
mesmo após o tratamento por OE. Nos grupos com o tratamento por OE verificou-se um 
maior número de macro- e micro-poros em comparação aos grupos sem tratamento, 
entretanto não ocorreu alterações consideráveis nas superfícies das amostras. No aumento 
de X50 e X100 nas amostras de PLGA+HA/βTCP com tratamento e no aumento de X50 
nos grupos das amostras de PLGA+HA/βTCP+2%SIN com tratamento (Figura 1 e 2, seta 
vermelha) observou-se partículas de HA/βTCP bem inseridas. Na ampliação de X50 e X100 
(Figura 1, seta azul) nas amostras de PLGA+HA/βTCP com tratamento foi observada uma 
fratura na amostra consequente do processo de confecção do arcabouço. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
33 
 
Figura 1 - MEV das amostras de PLGA+HA/βTCP com e sem tratamento. 
Imagens obtidas por microscopia eletrônica de varredura (MEV) com X50, X100, X500 e X1000 de 
ampliação, a partir de amostras dos grupos de PLGA+HA/βTCP sem sinvastatina. 
SEM SINVASTATINA 
 
 
Fonte: Autoria própria (2020) 
 
34 
 
Figura 2 - MEV dos arcabouços de PLGA+HA/βTCP+2%SIN com e sem tratamento. 
Imagens obtidas por microscopia eletrônica de varredura (MEV) com X50, X100, X500 e X1000 de 
ampliação, a partir de amostras de PLGA+HA/βTCP+2%SIN com e sem tratamento. 
COM SINVASTATINA 
 
 
 
Fonte: autoria própria (2020) 
 
35 
 
5.1.2 Espectroscopia por energia dispersiva (EDS) 
As análises de EDS das superfícies das amostras dos grupos com e sem tratamento 
mostraram que os arcabouços são formados principalmente pelos elementos químicos 
Carbono (C), Cálcio (Ca), Fósforo (P) e Oxigênio (O). Outros elementos químicos como: 
Nióbio (Nb), Magnésio (Mg), Tecnécio (Tc), Rubídio (Rb), Bismuto (Bi), Silício (Si), 
Bromo (Br) e Nitrogênio (N) apresentam-se em menor concentração. Os arcabouços de 
PLGA+HA/βTCP+2%SIN com tratamento (Figura 3) demostraram um aumento do 
elemento químico carbono (5371) em comparação aos arcabouços de 
PLGA+HA/βTCP+2%SIN sem tratamento (Figura 4) (4255). O mesmo ocorreu com os 
arcabouços de PLGA+HA/βTCP com tratamento (Figura 5) (7957) em comparação aos 
arcabouços de PLGA+HA/βTCP sem tratamento (Figura 6). Os elementos químicos Ca, P 
e O não apresentaram alteração expressiva. 
 
Figura 3 – Gráficos obtidos a partir de espectroscopia por energia dispersiva (EDS) das amostras de 
PLGA+HA/βTCP+2%SIN com tratamento por óxido de etileno (OE). 
 
 
Fonte: autoria própria (2020) 
 
 
PLGA+HA/βTCP+2%SIN COM TRATAMENTO 
PLGA+HA/βTCP+2%SIN COM TRATAMENTO 
36 
 
 
Figura 4 – Gráficos obtidos a partir de espectroscopia por energia dispersiva (EDS) das amostras de 
PLGA+HA/βTCP+2%SIN sem tratamento por óxido de etileno (OE). 
 
 
Fonte: autoria própria (2020) 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
PLGA+HA/βTCP+2%SIN SEM TRATAMENTO 
PLGA+HA/βTCP+2%SIN SEM TRATAMENTO 
PLGA+HA+ΒTCP+COL+2% SEM TRATAMENTO 
37 
 
Figura 5 – Gráficos obtidos a partir de espectroscopia por energia dispersiva (EDS) das amostras de 
PLGA+HA/βTCP com tratamento por óxido de etileno (OE). 
 
 
 
Fonte: autoria própria (2020) 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
PLGA+HA/βTCP COM TRATAMENTO 
PLGA+HA/βTCP COM TRATAMENTO 
38 
 
Figura 6 – Gráficos obtidos a partir de espectroscopia por energia dispersiva (EDS) das amostras de 
PLGA+HA/βTCP sem tratamento por óxido de etileno (OE). 
 
 
 
Fonte: autoria própria (2020) 
 
5.1.3 Difração de raio-X (DRX) 
A difração de raio-X dos arcabouços de PLGA+HA/βTCP e 
PLGA+HA/βTCP+2%SIN, com tratamento por OE e sem tratamento, são apresentadas 
nas Figuras 7 e 8. As amostras apresentam regiões de picos que indicam a presença de HA, 
βTCP e SIN, substâncias de natureza cristalina, indicando que os arcabouços de 
PLGA+HA/βTCP e PLGA+HA/βTCP+2%SIN incorporaram esses materiais. 
Comparando o comportamento do dos arcabouços de mesma composição antes e depois 
da esterilização por OE, é possível observar a semelhança dos os picos de intensidade de 
difração, o que indica que os parâmetros de pressão e temperatura no tratamento com OE 
não modificaram as características do biomaterial. 
PLGA+HA/βTCP SEM TRATAMENTO 
PLGA+HA/βTCP+ SEM TRATAMENTO 
39 
 
 
Figura 7 – Gráfico obtidos através da análise de difração de raios X (DRX) das amostras de PLGA+HA/βTCP 
e PLGA+HA/βTCP com tratamento (linha vermelha) ou não (linha preta) por óxido de etileno (OE). 
 
Fonte: autoria própria (2020) 
 
Figura 8 - Gráficos obtidos através da análise de difração de raios X (DRX) das amostras de 
PLGA+HA/βTCP+2%SIN e PLGA+HA/βTCP+2%SIN com tratamento (linha vermelha) ou não (linha 
preta) por óxido de etileno (OE). 
 
 
Fonte: autoria própria (2020) 
 
40 
 
 
6 DISCUSSÃO 
 
As biocerâmicas de fosfato de cálcio bifásico (HA/βTCP) associadas ao 
copolímero PLGA e à SIN têm demonstrado bastante eficácia na regeneração de defeitos 
ósseos, devido a sua biocompatibilidade, osteocondutividade, capacidade osteoindutora e 
segurança in vitro e in vivo (ENCARNAÇÃO et al., 2019; SORDI et al., 2020). Contudo, 
os estudos dificilmente mencionam o método de esterilização empregado, ao que tudo 
indica, em virtude da sensibilidade do material. Existe atualmente uma literatura escassa 
com relação à influência da esterilização no comportamento biológico e características 
físico-químicas de arcabouços de PLGA+HA/βTCP incorporando substâncias 
farmacológicas. No contexto atual, encontrar um método de esterilização que promova a 
esterilidade do biomaterial sem alterar sua eficiência e sem gerar resposta inflamatória ao 
paciente é indispensável para avançar com os estudos clínicos sobre engenharia tecidual. 
Desta maneira, os resultados atingidos com o presenteestudo são relevantes para elucidar 
os efeitos da esterilização por OE em biomateriais de PLGA+HA/βTCP com e sem SIN 
incorporada. 
A análise por MEV da estrutura física das amostras de PLGA+HA+βTCP na 
proporção (1:1) sem e com SIN 2% incorporada revelou que os arcabouços apresentam 
macro- e micro-poros na estrutura do polímero, sendo que, após a esterilização com OE 
observou-se maior número destes poros. Além disto, observou-se partículas de HA/βTCP 
inseridas e dispersas no polímero. Pesquisas anteriores também obtiveram resultados 
similares quanto a presença destas características em arcabouços de PLGA+HA/βTCP na 
proporção (3:1) com e sem SIN 5% incorporada após esterilização por OE (SORDI et al., 
2020). A presença da porosidade em biomateriais empregados em engenharia tecidual 
óssea é fundamental, já que têm sido demonstrados que materiais porosos são capazes de 
estimular a proliferação celular por promoverem melhor adsorção de fluidos pelo material, 
facilitando a formação de tecidos em uma rede organizada (SANTOS et al., 2009). O atual 
estudo demonstrou alterações pontuais em algumas amostras, similares a fraturas, 
possivelmente decorrentes do momento de corte das amostras durante a sua produção. 
O EDS revelou que os arcabouços são formados principalmente pelos elementos 
químicos Carbono (C), Cálcio (Ca), Fósforo (P) e Oxigênio (O). O PLGA é composto por 
carbono, oxigênio e hidrogênio, assim como a SIN (C25H38O5). Por outro lado, a 
hidroxiapatita é representada pela fórmula química (Ca10(PO)4)6(OH)2), enquanto o beta 
fosfato tricálcio tem a fórmula β-Ca3(PO4)2. A presença destes 4 elementos em arcabouços 
41 
 
de PLGA+HA+βTCP está de acordo com a literatura (ENCARNAÇÃO et al., 2019; 
SORDI et al., 2020). O equipamento de EDS não detecta elementos químicos com número 
inferior a 5, por esse motivo, o elemento hidrogênio não pode ser detectado na análise. O 
aumento de carbono após a esterilização, pode ser justificado devido ao poder de 
alquilação do gás. Assim, o gás pode promover reações que adicionam hidroxietil (-CH2-
CH2-OH) em grupo funcionais como a hidroxila (-OH), existente na molécula de PLGA 
e da SIN (FRANÇA et al., 2013). Os elementos químicos como Nióbio (Nb), Magnésio 
(Mg), Tecnécio (Tc), Rubídio (Rb), Bismuto (Bi), Silício (Si), Bromo (Br), e Nitrogênio 
(N) foram detectados nas análises do presente estudo, possivelmente devido à presença 
destes nos materiais utilizados para a confecção e esterilização do arcabouço; contudo, é 
necessário a repetição do estudo para confirmar os resultados. 
Segundo Gentile et al. (2014), o PLGA é um copolímero linear de cadeia saturada 
que pode ser preparado em diferentes proporções dos monômeros ácido láctico (LA) e o 
ácido glicólico (GA) (GENTILE et al., 2014). A variação na proporção dos monômeros 
utilizados na polimerização do PLGA possibilita a formação de diversos copolímeros, 
tornando-o útil a uma gama de aplicações (SANTOS et al., 2009). O ácido láctico (α-ácido 
2-hidroxipropianóico, LA) presente na síntese do PLGA é uma molécula quiral, que 
apresenta estereoisômeros L- (levogiro) e D- (dextrogiro) ácido lático. As formas levogira 
e dextrogira conferem estruturas semicristalinas, enquanto a forma racêmica (D, L-) 
confere uma estrutura amorfa. O ácido glicólico (ou ácido hidroxiacético, GA), também 
presente na fabricação do PLGA, é um α-hidróxi-ácido desprovido de quaisquer grupos 
laterais metilo, apresentando uma estrutura altamente cristalina em comparação ao ácido 
lático (ALBERTON, 2014). De acordo com a literatura, o PLGA associado as cerâmicas 
HA e βTCP, materiais de caráter cristalino, sofrem modificações na sua composição e no 
seu comportamento (PARK; KANG, 2013). Os resultados das análises de DRX dos 
arcabouços de PLGA+HA+βTCP com e sem SIN incorporada, com e sem tratamento, 
revelaram que o biomaterial é de natureza cristalina, concordando com os dados 
apresentados acima. 
A SIN é um fármaco com estrutura cristalina. De acordo com a literatura, essa 
característica pode ser observada através do DRX no qual é observado picos de 11°; 13°; 
15,5°, 16,5°; 17,5°, 19°; 22,5°; 26°; 28,5°, e 32° caracterizando os diferentes ângulos de 
difração da molécula (MASAELI et al., 2016). A falta de alguns destes picos após a 
incorporação da SIN no PLGA foi detectada em outros estudos, sugerindo a provável 
incorporação do fármaco ao polímero (MASAELI et al., 2016; QIAO et al., 2017). No 
42 
 
presente estudo, também se observou a ausência de alguns destes picos nas amostras de 
PLGA+HA+βTCP+2%SIN antes e após o tratamento por óxido de etileno, indicando que 
não houve modificações quanto ao encapsulamento do fármaco. Faz-se necessário a 
repetição do experimento para garantir a confirmação dos dados. 
Diante das informações expostas, foi possível verificar que o método de 
esterilização dos arcabouços PLGA+HA/βTCP e PLGA+HA/βTCP+2%SIN, por óxido de 
etileno, provocou mínimas alterações estruturais e químicas nos arcabouços. Entretanto, o 
presente trabalho refere-se a um estudo de caracterização físico-química. Sugere-se 
trabalhos futuros in vitro e in vivo para avaliar o comportamento biológico destes 
arcabouços submetidos a diferentes métodos de esterilização, para garantir a segurança e 
eficácia do biomaterial a ser usado em aplicações clinicas. 
. 
43 
 
7 CONCLUSÃO 
 
Com base nos experimentos realizados, pode-se concluir que a esterilização por 
óxido de etileno não interferiu nas características físico-químicas dos arcabouços de 
PLGA+HA/βTCP e PLGA+HA/βTCP+2%SIN, sugerindo ser um método viável para 
esterilização de arcabouços desta natureza. Contudo, análises de viabilidade celular são 
essenciais para avaliar o comportamento biológico do biomaterial frente à esterilização 
por óxido de etileno, assim também como análises microbiológicas. 
 
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ANEXO 1 – ATA DA APRESENTAÇÃO