CENTRO UNIVERSITÁRIO FRANCISCANO

PRÓ-REITORIA DE PÓS-GRADUAÇÃO, PESQUISA E EXTENSÃO

ÁREA DE CIÊNCIAS TECNOLÓGICAS

Curso de Mestrado em Nanociências

VALNIR DE PAULA

BIODISTRIBUIÇÃO DE NANOPARTÍCULAS MAGNÉTICAS

UTILIZANDO CAMPO MAGNÉTICO EM RATOS

Santa Maria, RS

2011

ii

VALNIR DE PAULA

BIODISTRIBUIÇÃO DE NANOPARTÍCULAS MAGNÉTICAS

UTILIZANDO CAMPO MAGNÉTICO EM RATOS

Dissertação de Mestrado, apresentada ao

Programa de Pós-Graduação em Nanociências

do Centro Universitário de Santa Maria, como

requisito parcial para obtenção do título de

Mestre em Nanociências.

Orientadora: Profa Drª SOLANGE BINOTTO FAGAN

Co-orientadora: Profa Drª SOLANGE C. S. M. HOELZEL

Santa Maria, RS

2011

iii

P324b Paula, Valnir de

Biodistribuição de nanopartículas magnéticas utilizando

campo magnético em ratos / Valnir de Paula ; orientação

Solange Binotto Fagan ; co-orientação Solange C. S. M.

Hoelzel – Santa Maria : Centro Universitário Franciscano,

2011.

62 f. : il.

Dissertação (Mestrado em Nanociências) – Centro

Universitário Franciscano, 2011

1. Ressonância magnética nuclear 2. Agentes de contraste

3. Sistema fagocitário I. Fagan, Solange Binotto

II. Hoelzel,Solange C. S. M. III. Título

CDU 537.635:62-181.4

iv

v

AGRADECIMENTOS

Acima de tudo, agradeço fervorosamente a Deus, por me abençoar com saúde e

permitir que eu esteja inserido em um meio científico, cercado por profissionais de alto grau

de capacitação, dos quais me orgulho muito.

À minha esposa Ana e aos meus filhos Isadora e Leonardo, que compreenderam e

me apoiaram em todos os momentos, inclusive naqueles em que a minha presença junto a eles

não era possível, pelo inevitável envolvimento com o trabalho.

Ao Dr José Knoll Palma, médico radiologista do serviço de radiologia do Hospital

de Caridade Dr Astrogildo de Azevedo, de Santa Maria que, ao incentivar o desenvolvimento

deste trabalho, permitiu que o equipamento de ressonância magnética fosse utilizado e prestou

inestimável auxílio ao participar da análise das imagens.

À minha amiga e colega de mestrado, Francine Rodrigues Ianiski, que por inúmeras

vezes emprestou-me a sua experiência com cobaias para auxiliar na manipulação das mesmas

durante os experimentos.

Ao meu colega e amigo José Carlos Gama, que participou diretamente de todas as

etapas do experimento, prestando grande ajuda na obtenção das imagens durante muitas

madrugadas, horário em que o equipamento estava disponível a este trabalho.

Ao professor Sergio Roberto Mortari, pelo apoio e caracterização das amostras de

nanopartículas na Universidade Federal de Santa Maria.

Ao professor Luis Otávio de Souza Bulhões, pelo trabalho de caracterização das

amostras de nanopartículas no Laboratório de Nanociências da Unifra.

À professora Eliana Martins Lima, da Universidade Federal de Goiás, pela

grandiosa contribuição, determinante para a viabilização do trabalho, fornecendo as

nanopartículas magnéticas utilizadas.

Á professora Solange Hoelzel, minha co-orientadora, pelo empenho despendido e

importantes orientações prestadas do decorrer dos experimentos.

Finalmente, agradeço à professora Solange Binotto Fagan, minha orientadora,

primeiramente pela proposição do tema e pelas valiosas orientações, mas principalmente por

sua constante motivação na busca pelo conhecimento e desenvolvimento científico, que

transcende do seu perfil e afeta muito positivamente seus alunos.

vi

RESUMO

A utilização de produtos de escala nanométrica nas mais diversas áreas, inclusive na

medicina, é uma realidade crescente. As nanopartículas magnéticas (NPMs), por serem

capazes de apresentar efeito expressivo de magnetização quando expostas a um campo

magnético externo, têm sido foco de vários estudos e, entre as suas aplicações está o uso

como agente de contraste em imagens de ressonância magnética nuclear. Esta técnica fornece

imagens baseadas no comportamento nuclear dos átomos das estruturas anatômicas, as quais

podem ser melhor destacadas pelo uso de agentes de contraste. As NPMs representam uma

classe alternativa aos atuais agentes de contraste, paramagnéticos, com vantagens do ponto de

vista físico, pois destacam ainda mais o comportamento magnético dos prótons de diferentes

tecidos. Isto é mais evidente no fígado, baço e sistema linfático, cujas células de defesa

endocitam estas NPMs, tornando o parênquima sadio escuro (hipossinal), de forma que

eventuais lesões se sobressaeam nas imagens, facilitando a sua identificação.

O objetivo deste trabalho foi avaliar o grau de contrastação dos órgãos do sistema

fagocitário, injetando-se doses de NPMs que variaram de 0,46 a 7,2 mg/Kg em ratos, por via

endovenosa caudal e submetendo-os a imageamento por ressonância magnética nuclear. As

NPMs foram divididas em 2 grupos, ambos com núcleo de magnetita, variando-se o

revestimento, que no grupo 1 foi de dextrana e o do grupo 2, de ácido oléico. O efeito

desejado foi que os órgãos do sistema fagocitário apresentassem algum grau de perda de sinal

nas imagens, indicando que as NPMs foram internalizadas pelas células desses órgãos. Com o

agente de contraste usual, paramagnético, que não entra nas células, o efeito é de hiperssinal

no sistema vascular e em órgãos hipervascularizados. Comparou-se as imagens obtidas de

sequências T1 TSE e T2 TSE com as de controle, obtidas antes da injeção. Os resultados

obtidos evidenciaram que, tanto as NPMs revestidas com dextrana, quanto às revestidas com

ácido oléico causaram efeito de hipossinal nas imagens, que variaram de fraco a acentuado,

dependendo da dose administrada, principalmente em sequências T2 TSE. As NPMs

revestidas com dextrana apresentaram maior eficiência, considerando que os efeitos de

hipossinal ocorreram com doses menores do que as revestidas com ácido oléico. Pode-se

concluir, considerando o evidente efeito de hipossinal apresentado pelos órgãos do sistema

fagocitário, que há potencial de aplicação destas NPMs como agente de contraste em estudos

de ressonância magnética.

Palavras chave: Ressonância magnética nuclear, agentes de contraste, sistema fagocitário

vii

ABSTRACT

The use of nanoscale products in several areas, including medicine, is a growing

reality. The magnetic nanoparticles (MNPs) for being able to present a significant effect of

magnetization when exposed to an external magnetic field, have been the focus of several

studies, and among their applications is their use as contrast agent in magnetic resonance

images. This technique provides images based on the nuclear behavior of the atoms of

anatomical structures, which can be best highlighted by the use of contrast agents, usually

paramagnetic.

The MNPs represent an alternative to the current class of paramagnetic contrast agents

for nuclear magnetic resonance, used for a long time, with advantages from a physical point

of view, because they highlight even more the magnetic behavior of protons in different

tissues, especially liver, spleen and lymphatic system, whose defense cells endocyte these

MNPs, making healthy parenchyma dark (hyposignal), so that any injuries stand out in the

images, facilitating their identification.

This study has aimed to assess the contrast degree of the organs of the phagocyte

system, injecting NPMs doses ranging from 0.46 to 7.2 mg/kg in rats, by caudal intravenous

flow and subjecting them to nuclear magnetic resonance imaging. The MNPs was divided into

two groups, both with a core of magnetite, varying the coating, which has been dextran in

group 1, and oleic acid in group 2. The expected effect was that the organs of the phagocyte

system would have some degree of signal loss in the images, indicating that the NPMs were

internalized by the cells of these organs. With the usual contrast agent, paramagnetic, which

does not enter cells, the effect is the hypersignal in the vascular system and in

hypervascularized organs. We have compared the images obtained from T1 TSE and T2 TSE

sequences with the control obtained before injection.

The results have shown that both dextran coated MNPs and the ones coated with oleic

acid have caused the hyposignal effect in the images, ranging from weak to strong, depending

on the administered dose, especially in T2 TSE sequences. The dextran coated MNPs have

shown higher efficiency, considering that the hyposignal effects have occurred with lowers

doses, compared to the effects caused by NPMs coated with oleic acid. It can be concluded,

given the evident hyposignal effect presented by the organs of the phagocyte system, the

potential application of MNPs as a contrast agent in magnetic resonance studies.

Keywords: Magnetic resonance imaging, contrast agents, phagocyte system

viii

LISTA DE FIGURAS

Figura 1 Magneto em barra mostrando os polos norte e sul e suas linhas de campo.

Figura 2 Comportamento dos momentos magnéticos dos átomos em materiais diversos.

Figura 3 Monodomínios magnéticos em um material ferromagnético.

Figura 4 Gráfico demonstrativo da curva de histerese dos materiais ferromagnéticos e

superparamagnéticos quando sujeitos a um campo externo H.

Figura 5 Estrutura espinélio inversa de magnetita.

Figura 6 Estrutura química da Dextrana.

Figura 7 Diagrama qualitativo relacionando o tempo de residência no sangue com o

tamanho da partícula.

Figura 8 Geração de um dipolo magnético a partir do próton do hidrogênio.

Figura 9 Magnetização resultante da aplicação de um campo magnético externo sobre

uma população de núcleos de hidrogênio.

Figura 10 Representação da curva de recuperação T1 e curva de declínio T2.

Figura 11 Corte axial do abdômen ao nível hepático, de sequência ponderada em T1.

Figura 12 Corte axial do abdômen ao nível hepático, de sequência ponderada em T2.

Figura 13 Esquema representando a localização das bobinas de gradiente no interior do

equipamento de RM.

Figura 14 Utilização de bobinas receptoras em exames de RM.

Figura 15 Imagens axiais comparativas, de seqüência T1 TSE, ao nível do fígado, antes e

10 min pós injeção de 1,3mg/Kg de NPMs.

Figura 16 Imagens axiais comparativas, ao nível do fígado, antes e 10 min após a injeção

de 1,3 mg/Kg de NPMs.

Figura 17 Imagens em seqüência T2 TSE no plano coronal, antes e após 10 min após a

injeção de 1,3 mg/Kg de NPMs.

Figura 18 Imagens axiais comparativas em seqüência T2, ao nível do fígado, antes e 10

min após a injeção de 0,6 mg/Kg de NPMs.

Figura 19 Imagens axiais comparativas, do mesmo experimento, ao nível do baço (setas).

Figura 20 Imagens axiais comparativas, ao nível do fígado, 20 min após a injeção de 0,6

mg/Kg de NPMs e 40 min após a injeção.

Figura 21 Imagens axiais comparativas, ao nível do fígado, sem agente de contraste e 10

min após a injeção de 0,3 mg/Kg de NPMs .

ix

Figura 22 Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do fígado, sem agente de

contraste e 10 min após a injeção de 1,3 mg/Kg de NPMs .

Figura 23 Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do baço, sem agente de contraste

e 10 min após a injeção de 1,3 mg/Kg de NPMs .

Figura 24 Imagens comparativas em T2, no plano coronal, sem agente de contraste e 10

min após a injeção de 1,3 mg/Kg de NPMs .

Figura 25 Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do fígado. A: sem agente de

contraste e B: 10 min após a injeção de 2,6 mg/Kg de NPMs .

Figura 26 Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do baço, sem agente de contraste

e 10 min após a injeção de 2,6 mg/Kg de NPMs

Figura 27 Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do fígado, sem agente de

contraste e 10 min após a injeção de 2,6 mg/Kg de NPMs

Figura 28 Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do baço, sem agente de contraste

e 10 min após a injeção de 2,6 mg/Kg de NPMs

Figura 29 Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do fígado, sem agente de

contraste e 10 min após a injeção de 5,2 mg/Kg de NPMs

Figura 30 Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do baço, sem agente de contraste

e 10 min após a injeção de 5,2 mg/Kg de NPMs

Figura 31 Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do fígado, sem agente de

contraste e 10 min após a injeção de 5,2 mg/Kg de NPMs .

Figura 32 Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do baço, sem agente de contraste

e 10 min após a injeção de 5,2 mg/Kg de NPMs .

x

LISTA DE ABREVIATURAS

IRM Imagem por ressonância magnética

NP Nanopartículas

NPMs Nanopartículas magnéticas

NPSPMs Nanopartículas superparamagnéticas

PNS Stimulation of peripheral nerves

RF Radiofrequência

RMN Ressonância magnética nuclear

SAR Specific absortion rate

SMF Sistema mononuclear fagocitário

SPIO Superparamagnetic Iron Oxide

SER Sistema Reticuloendotelial

Tc Temperatura de Curie

TE Tempo de Eco

TR Tempo de relaxação

TSE Turbo spin eco

USPIO Ultra small particle iron oxide

VME Vetor de magnetização efetiva

xi

LISTA DE TABELAS

Tabela 1 Classificação dos materiais quanto aos valores de susceptibilidade e

permeabilidade magnéticas

Tabela 2: Agentes de contraste baseados em NPMs, disponíveis no mercado americano ou

em fase de estudo

Tabela 3: Parâmetros de aquisição e reconstrução das sequências de imagens

Tabela 4: Níveis de perda de sinal em fígado e baço em relação às doses injetadas de

NPMs revestidas com dextrana

Tabela 5: Níveis de perda de sinal em fígado e baço em relação às doses injetadas de

NPMs revestidas com ácido oléico

xii

SUMÁRIO

1 INTRODUÇÃO.......................................................................................................... 1

2 REFERENCIAL TEÓRICO....................................................................................... 4

2.1 Fundamentos do magnetismo............................................................................ 4

2.2 Nanopartículas Magnéticas (NPMs).................................................................. 10

2.2.1 Técnicas de obtenção de NPMs................................................................ 11

2.2.2 Revestimentos........................................................................................... 12

2.2.3 Caracterização das NPMs......................................................................... 14

2.2.4 Aplicações das NPMs na medicina........................................................... 15

2.2.5 Mecanismos de interação biológica.......................................................... 16

2.2.6 Toxicidade................................................................................................ 18

2.2.7 Excreção celular........................................................................................ 19

2.3 Princípios Físicos da Imagem por Ressonância Magnética............................... 19

2.3.1 Relação do Hidrogênio com um campo magnético externo..................... 20

2.3.2 Formação do contraste de imagem de RMN............................................ 21

2.3.3 Localização espacial e recepção do sinal de RF....................................... 24

2.3.4 Sequências de pulso e tempos de repetição e de eco................................ 25

2.3.5 Fatores de segurança em RMN................................................................. 26

2.4 Uso de Agentes de Contraste em Ressonância Magnética................................ 27

2.4.1 Agentes de contraste paramagnéticos....................................................... 27

2.4.2 Agentes de contraste superparamagnéticos.............................................. 28

3 METODOLOGIA...................................................................................................... 30

4 RESULTADOS E DISCUSSÕES.............................................................................. 33

4.1 Administração de NPMs revestidas com dextrana............................................ 33

4.2 Administração de NPMs revestidas com ácido oléico...................................... 37

5 CONCLUSÕES.......................................................................................................... 43

6 REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS....................................................................... 44

ANEXO A

ANEXO B

ANEXO C

1 INTRODUÇÃO

O interesse por materiais em escala nanométrica cresce extraordinariamente, em

decorrência do seu potencial de aplicação nas mais diversas áreas da ciência e tecnologia. Os

pesquisadores têm adquirido a habilidade de trabalhar a nível molecular, de forma a criar

estruturas complexas, com controle de sua organização (FAGAN et al, 2007).

Na medicina, a aplicação desta tecnologia em sistemas de distribuição de fármacos,

com base na utilização de nano e micropartículas, decorre de vantagens significativas, tais

como a capacidade de segmentar locais específicos do corpo, a redução da quantidade de

medicamento necessária para atingir uma determinada concentração na proximidade do alvo e

a redução da concentração do fármaco nos locais onde a sua presença não é desejada,

minimizando os efeitos colaterais. Todos esses benefícios justificam o crescimento

exponencial do número de publicações relacionadas à entrega de fármacos utilizando

nanopartículas (AMTENBRINK, RECHENBERG e HOFMANN, 2009).

As propriedades das nanopartículas magnéticas (NPMs) permitem que elas sejam

utilizadas em diversas aplicações na área médica, que podem ser classificadas em diferentes

grupos. O primeiro grupo a ser considerado é o de agentes magnéticos de contraste em

imagem por ressonância magnética. Um segundo grupo engloba agentes de hipertermia, onde

as partículas magnéticas são aquecidas seletivamente através da aplicação de um campo

magnético de alta freqüência, que podem agir realizando a ablação térmica de tumores. Um

terceiro grupo abrange ainda vetores magnéticos, que podem ser dirigidos por meio de um

gradiente de campo magnético externo para um determinado local, como no caso da entrega

de fármacos em locais pré-estabelecidos do organismo (ARRUEBO et al, 2007).

Entre o vasto leque de materiais em nanoescala sendo investigados para uso

biomédico, as NPMs ganharam grande atenção devido às suas propriedades magnéticas

intrínsecas, que permitem o acompanhamento através de imagem por ressonância magnética

(IRM). Nesta classe de nanopartículas incluem-se o óxido de ferro metálico, bimetálico e

nanopartículas superparamagnéticas (NPSPMs). Esta última classe possui como

características o seu baixo perfil de toxicidade e superfície reativa, que pode ser facilmente

modificada com revestimentos biocompatíveis (VEISEH et al, 2009).

O controle da biocompatibilidade depende da manipulação das propriedades físicas,

químicas e bioquímicas da superfície das nanopartículas (NPs), que constituem questões

importantes nos projetos de dispositivos biomédicos.

2

O presente trabalho visou integrar a tecnologia existente de campos magnéticos

potentes, utilizados no diagnóstico por imagem, à nanociência, ramo do conhecimento em

ampla expansão, cujas aplicações aumentam a cada dia.

A ressonância magnética nuclear, que é um método de imagem baseado no

comportamento diferente da magnetização dos prótons de diferentes tecidos, tem assumido

grande importância em relação a outras técnicas de obtenção de imagem. Esta técnica fornece

imagens baseadas no comportamento das estruturas anatômicas, as quais podem ser melhor

destacadas pelo uso de agentes de contraste, em geral paramagnéticos, que alteram o

comportamento dos prótons, realçando estas estruturas. As NPMs, especialmente as menores

que 10 nm, representam uma classe alternativa aos agentes de contraste paramagnéticos para

ressonância magnética nuclear, com vantagens do ponto de vista físico, pois destacam ainda

mais o comportamento magnético dos prótons de diferentes tecidos (BERRY e CURTIS,

2003).

Como os estudos ainda são incipientes nesta área, utilizou-se nanopartículas com

propriedades superparamagnéticas, ou seja, aquelas cujas propriedades são potencializadas em

função de seus diminutos sítios magnéticos. Com revestimento biocompatível adequado, elas

foram utilizadas para estudar a sua eficiência no realce de estruturas anatômicas. Este objetivo

foi alcançado através da administração de NPMs em ratos, com a posterior submissão destes

à imageamento por ressonância magnética.

Como características desejáveis, um agente de contraste endovascular deve

apresentar um pequeno volume de distribuição e uma intensidade de sinal alto e estável no

sistema vascular para a duração do procedimento de imagem. Após o diagnóstico, o agente

deve deixar o corpo. Sua concentração no sangue deve diminuir ao longo do tempo,

caracterizado por uma meia-vida curta (WEINMANN, 2002).

Neste trabalho, optou-se pelo núcleo das NPMs de óxido de ferro, especificamente a

magnetita (Fe3O4), tendo em vista a sua alta susceptibilidade magnética. A dextrana e o ácido

oléico foram os materiais de escolha a serem utilizados como revestimento biocompatível das

NPMs. A dextrana, por ser capaz de solubilizar-se em meio aquoso e ao mesmo tempo

encapsular moléculas hidrofóbicas no seu interior (CUNHA e BARRETO, 2007).

Considerando a disponibilidade também de NPMs com revestimento de ácido oléico, estas

também foram utilizadas no trabalho, com o objetivo de comparar seus efeitos com as

primeiras.

Com isto, foi avaliado o comportamento das NPMs no organismo, identificando os

seus sítios de fixação, através do realce nas imagens de RM, possibilitando a análise das suas

3

potenciais aplicações em imagenologia, assim como na vetorização de fármacos, em função

dos órgãos alvo identificados.

Como forma de atingir este objetivo, as principais etapas realizadas no decorrer do

trabalho foram: (i) administração das nanopartículas magnéticas nos ratos por via endovenosa

caudal; (ii) submissão dos ratos, antes e após a administração das nanopartículas, a gradientes

de campo magnético, por meio de ressonância magnética; (iii) avaliação da aplicação das

NPMs como meio de contraste para a obtenção de imagens por ressonância magnética; (iv)

avaliação das imagens obtidas dos ratos cujas nanopartículas foram administradas, por

médicos radiologistas; (v) determinação dos órgãos-alvo das nanopartículas magnéticas para

possíveis aplicações clínicas e (vi) a comparação dos resultados obtidos com os dados da

literatura.

A utilização de nanopartículas magnéticas como agentes de contraste para imagem

por ressonância magnética ainda é incipiente e poucos trabalhos relatam este tipo de aplicação

(ARRUEBO, 2007; BERRY, 2003; COROT, 2006; DI MARCO, 2007; OGHABIAN,

2010). Essa linha de estudos merece atenção especial, considerando que a ênfase de

contrastação dos tecidos é diferente daquela obtida pelos agentes de contraste tradicionais.

O desenvolvimento deste projeto justifica-se, portanto, pela possibilidade de

utilização da nanotecnologia na obtenção imagens diagnósticas mais elucidativas. Com o

conhecimento das propriedades das nanopartículas magnéticas e do seu comportamento no

meio biológico, podem surgir várias condições em que o seu uso, além das aplicações em

imagem, torne os tratamentos mais independentes dos efeitos adversos, ocasionados pela

forma tradicional de distribuição de fármacos no organismo.

Considerando-se que o trabalho apresentado depende diretamente das propriedades

magnéticas e físico-químicas, do comportamento decorrente da escala nanométrica das

partículas utilizadas, assim como a sua interação com o meio biológico, fica evidente o caráter

interdisciplinar das áreas do conhecimento envolvidas.

Nos capítulos seguintes, abordaremos os tópicos diretamente relacionados com o

desenvolvimento deste trabalho. No capítulo 2, abordaremos os princípios de campo

magnético, nanopartículas magnéticas e imageamento por ressonância magnética. No capítulo

3 estão descritos os recursos materiais e a metodologia utilizada. No capítulo 4 são

apresentados os resultados e discussões e, no capítulo 5, as conclusões.

4

2 REFERENCIAL TEÓRICO

2.1 FUNDAMENTOS DO MAGNETISMO

Os primeiros relatos de fenômenos magnéticos remontam da antiguidade. Em uma

região da Ásia Menor, chamada Magnésia, pastores observaram que um tipo de rocha, hoje

conhecida como magnetita (Fe3O4), atraía fragmentos de ferro. A primeira grande aplicação

tecnológica do magnetismo foi a bússola, instrumento de orientação fundamental na época

dos grandes descobrimentos (MACHADO, 2002). O primeiro tratado, De Magnete, datado de

1600, foi escrito por Gilbert, considerado o pai do magnetismo. Ele foi o primeiro a dizer que

a Terra era um grande magneto (NOVAK, 2000).

O surgimento do método científico e a substituição da metafísica pela matemática,

entre 1600 e 1700 (Galileu, Newton e outros), além do estabelecimento da teoria da

Eletricidade (Coulomb, 1750), fez nascer a eletrodinâmica, com Oersted (~1800) e depois

Biot, Savart, Arago, Weber e Ampere. Ampere introduziu a noção de campo magnético e

sugeriu que o magnetismo era devido a correntes microscópicas. No final do século XIX,

Faraday, um físico experimental, foi o primeiro a utilizar o termo campo magnético. Sua

principal contribuição foi a sua lei da indução. Maxwell, que era um físico teórico, formulou

matematicamente as observações de Faraday e forneceu toda a base da eletrodinâmica com

suas equações (NOVAK, 2000).

O campo magnético é produzido por cargas elétricas em movimento. O compor-

tamento de um campo magnético gerado por uma carga em movimento está contido na lei de

Biot-Savart, relacionada aos dois cientistas franceses, cujo estudo resultou na equação 1, que

descreve essa lei:

2

0

4 r

qvsenB

(1)

onde r é a distância à partir da carga, θ é o ângulo formado entre v

e r

e μ0 a constante de

permeabilidade magnética, cujo valor é μ0 = 1,257x10-6

N/A2.

A unidade do campo magnético é o Tesla (T); o Sistema Internacional de Unidades

define T como sendo a indução magnética uniforme que produz uma força constante de 1

N/m2 em um condutor retilíneo, situado no vácuo e percorrido por uma corrente elétrica

invariável de 1 A, sendo perpendiculares entre si as direções da indução magnética, da força e

da corrente.

5

Qualquer magneto constitui sempre um dipolo, ou seja, um de seus lados ou extremi-

dades terá um comportamento magnético de atração ou de repulsão, chamados pólos norte e

pólo sul (Figura 1). Mesmo que se divida o magneto ao meio, as extremidades resultantes

passarão a conter também dois pólos. Por mais que continuemos a dividir cada fragmento

restante em dois, os pólos norte e sul sempre estarão presentes. Este fato mostra que não

existem monopolos magnéticos, assim como não existe uma carga magnética, como acontece

na eletricidade. Esta afirmação é descrita matematicamente na equação 2, pela 3ª lei de

Maxwell para o magnetismo.

0. B

, (2)

cuja interpretação mostra que o divergente do campo magnético é nulo porque todas as linhas

de campo que entram em uma superfície gaussiana também saem dela. Na forma integral,

temos:

0ˆ. danB

(3)

Figura 1: Magneto em barra mostrando os pólos norte e sul e suas linhas de campo (HEWITT,

2002).

Cargas elétricas em rotação também dão origem a campos magnéticos. A fonte mais

simples de campo magnético é o chamado dipolo magnético. Se uma corrente I circula em

torno de uma área A, gera-se um vetor, chamado momento magnético:

AI

(4)

em que A

é um vetor de módulo igual à área A, orientado perpendicularmente à superfície. O

elétron possui, além da sua carga elétrica, um momento de dipolo magnético bem determina-

6

do, chamado de spin. O valor desse momento é chamado de magnéton de Bohr, que é a uni-

dade fundamental de momento magnético e vale, em unidades do SI, μB=9,27.10-24

Am2.

A soma dos momentos magnéticos de dipolo em um volume V, dividida por esse

volume, nos leva a outra importante grandeza, a magnetização:

i

iV

M 1

(5)

A grandeza que caracteriza um material magnético segundo sua resposta a um campo

magnético aplicado chama-se susceptibilidade magnética (χ). Muitas vezes, os materiais

apresentam uma resposta não linear, de modo que deve-se tomar o limite nulo da excitação

(campo aplicado). A susceptibilidade magnética depende da temperatura, do campo e da

posição da amostra. De acordo com a susceptibilidade magnética e, em conseqüência, da

resposta que os materiais apresentam ao serem expostos a um campo magnético, eles podem

ser classificados em diamagnéticos, paramagnéticos, ferrimagnéticos, ferromagnéticos ou

antiferromagnéticos, conforme demonstrado na Tabela 1.

Nos materiais diamagnéticos, aqueles cujos átomos ou íons não possuem momento

dipolar atômico, a ação de um campo magnético externo provoca uma alteração nas correntes

eletrônicas, o que faz aparecer um pequeno momento magnético de polaridade contrária à do

campo magnético aplicado, acabando por repelir as suas linhas de força. Quando a aplicação

do campo cessa, o material deixa de possuir esse momento provisório (FEYNMAN,

LEIGHTON e SANDS, 1963).

Tabela 1: Classificação dos materiais quanto aos valores de susceptibilidade (χ),

permeabilidade (μ) e momentos magnéticos ( )

Material χ μ (Am2)

Diamagnético ˂ 0 (n) ˂ 1 opostos a B

Paramagnético ˃ 0 (f) ˃ 1 aleatórios

Ferromagnético ˃˃ 0 ˃˃ 1 paralelos

Ferrimagnético ˃˃ 0 ˃˃ 1 antiparalelos

Antiferromagnético ˃ 0 ˃1 antiparalelos

Os materiais paramagnéticos, que possuem momentos magnéticos atômicos que não

interagem entre si, são fracamente atraídos por campos magnéticos externos e tornam-se

magnéticos apenas enquanto estiverem sob a ação desse campo. Alguns exemplos da tabela

periódica são o magnésio, o molibdênio, o lítio e o tântalo.

O ferrimagnetismo surge em alguns materiais cerâmicos em que os íons têm

diferentes momentos magnéticos, de forma que surge um momento magnético resultante. Os

7

materiais ferrimagnéticos naturais são conhecidos genericamente por ferritas, sendo a

magnetita, a mais conhecida, uma vez que é um mineral nativo em muitas regiões do planeta.

Os materiais que são fortemente atraídos por um imã são classificados como

ferromagnéticos, tais como ferro, cobalto e quase todos os tipos de aço. O ferromagnetismo é

o mais evidente dos fenômenos magnéticos. Representa a orientação dos dipolos magnéticos

(domínios magnéticos) em relação a um campo magnético externo, e mantém esta orientação

mesmo quando o campo magnético é retirado. Por esta propriedade de reter orientação

magnética, eles se tornam imantados e são muito usados para gravação de memória

magnética, motores, fabricação de imãs permanentes, etc. Os sólidos ferromagnéticos

apresentam susceptibilidade magnética muito superior a 1 (χ >>1). Contudo, as flutuações de

origem térmica tendem a desalinhar aleatoriamente seus domínios magnéticos, enfraquecendo

a sua interação e, desta forma, os materiais ferromagnéticos só o são abaixo de uma

determinada temperatura crítica (KNIGHT, 2009).

O antiferromagnetismo é o ordenamento magnético de todos os momentos

magnéticos de um material na mesma direção mas, em sentido inverso. Para um material ser

descrito como antiferromagnético, este efeito tem que percorrer todo o material. Existe uma

propriedade semelhante a dos materiais ferromagnéticos no que diz respeito a altas

temperaturas, relacionada ao ponto no qual o antiferromagnetismo perde suas propriedades e

se torna paramagnético, que é chamada de temperatura de Néel. Ao submeter um material

antiferromagnético a um campo magnético intenso, alguns de seus domínios se alinham

paralelamente a ele, mas ao mesmo tempo que se alinham em paralelo com os domínios

vizinhos. A Figura 2 mostra o esquema do comportamento dos momentos magnéticos de

alguns destes materiais (KOROLEVA e KHAPAEVA, 2009).

Figura 2: Comportamento dos momentos magnéticos dos átomos em materiais (A)

diamagnéticos, (B) paramagnéticos, (C) anti-ferromagnéticos, (D) ferrimagnéticos e (E)

ferromagnéticos.

Geralmente é necessário um campo magnético muito intenso para alinhar o momento

magnético em todo o material. Em alguns casos, pode até haver imantação devido a um

8

campo magnético muito forte. Alguns exemplos de materiais antiferromagnéticos são o cromo

e o manganês (REITZ, MILFORD E CHRISTY, 1982).

Uma característica importante sobre os materiais magnéticos é que, acima de uma

determinada temperatura, eles perdem suas propriedades magnéticas, pois o calor provoca um

desordenamento na disposição das suas partículas. Esta temperatura, que é constante para

cada substância, é denominada temperatura de Curie (Tc) ou ponto de Curie. Esta transição é

reversível através do resfriamento do material. Quando T << Tc, os momentos magnéticos (μ)

de um ferromagneto estão praticamente alinhados na escala microscópica. No entanto, numa

amostra macroscópica, o momento magnético é muito menor que o de saturação, sendo

necessário a aplicação de um campo externo para saturá-la. Isto ocorre tanto em policristais

como em monocristais. A explicação disso é que cada cristal é composto de pequenas regiões,

chamadas de domínios magnéticos (Figura 3), em que todos os momentos magnéticos estão

alinhados, resultando em um momento magnético total de cada domínio grande, mas fazendo-

se a soma sobre todos os domínios, fica próximo de zero. Diz-se que a amostra se encontra

desmagnetizada. O processo de magnetização envolve mudanças na estrutura de domínios

(movimento das paredes que separam os domínios) e na direção da magnetização de cada

domínio (MACHADO, 2002).

Figura 3: Esquema demonstrando os monodomínios magnéticos em um material

ferromagnético, orientados ao acaso. Sem interferência externa, os dipolos magnéticos

alinham-se nas direções dadas pelas setas (EYRE, 2006).

O comportamento magnético de uma partícula pode ser extremamente sensível em

relação ao tamanho e a temperatura. Os materiais de dimensões macroscópicas sempre

procuram ficar numa configuração de mínima energia potencial e, para tanto, os momentos

magnéticos dos domínios ficam em orientações aleatórias. No entanto, existe um tamanho

crítico para o qual esse tipo de configuração não é mais energeticamente vantajosa, que é da

ordem de algumas dezenas de nanometros. Quando esse tamanho é alcançado, a partícula

passa para um estado denominado de monodomínio, permanecendo, espontaneamente

9

magnetizada. Nesse estado de magnetização permanente, o momento magnético total é a

soma vetorial de todos os momentos atômicos, resultando em um momento magnético gigante

(EYRE, 2006).

Pequenas partículas magnéticas exibem fenômenos únicos, tais como tunelamento

quântico da magnetização, ocasionando o superparamagnetismo, que é um dos principais

fenômenos observados na nanoescala. Quando um material ferromagnético é fragmentado até

uma nanopartícula, a curva de histerese típica desaparece e o sistema entra em um regime

pelo qual a magnetização é totalmente reversível (SOUZA FILHO e FAGAN, 2011).

Quando o campo magnético aplicado em um material ferromagnético for aumentado

até a saturação e em seguida for diminuído, a densidade de fluxo B (weber/m2) não diminui

tão rapidamente quanto o campo H (weber/m2 ). Dessa forma, quando H chega a zero, ainda

existe uma densidade de fluxo remanescente, Br. Para que B chegue a zero, é necessário

aplicar um campo negativo, chamado de força coercitiva. Se H continuar aumentando no

sentido negativo, o material é magnetizado com polaridade oposta. A redução do campo

novamente a zero deixa uma densidade de fluxo remanescente, -Br, e, para reduzir B a zero,

deve-se aplicar uma força coercitiva no sentido positivo. Aumentando-se mais ainda o campo,

o material fica novamente saturado, com a polaridade inicial. Esse fenômeno que causa o

atraso entre densidade de fluxo e campo magnético é chamado de histerese magnética,

enquanto que o ciclo traçado pela curva de magnetização é chamado de ciclo de histerese

(Figura 4). A histerese magnética não ocorre com materiais paramagnéticos. Nesse caso, ao

retirar o campo externo aplicado, a magnetização retorna ao estado inicial. No caso de

materiais superparamagnéticos, o comportamento da magnetização é semelhante, porém, com

uma resposta de magnetização muito superior à dos materiais paramagnéticos.

Figura 4: Curvas de histerese dos materiais ferromagnéticos e das respostas diferentes da

magnetização (B) dos materiais para e superparamagnéticos quando sujeitos a um campo

externo H. As unidades das duas grandezas é o Tesla.

10

2.2 NANOPARTÍCULAS MAGNÉTICAS (NPMS)

A nanotecnologia, por definição, está relacionada à manipulação da matéria em

uma escala em que os materiais revelam características exclusivas, ou seja, não encontradas

quando o mesmo material é analisado em escala macroscópica. A origem das propriedades de

induzida pelo tamanho em nanomateriais depende basicamente dos fenômenos de superfície

e efeitos de confinamento quântico. A razão superfície vs volume aumenta rapidamente

quando o tamanho das partículas diminui. Quando um determinado material tem pelo menos

uma dimensão reduzida a nanoescala, os vetores de onda eletrônica tornam-se quantizados e

o sistema apresenta seu níveis de energia discretos (SOUZA FILHO e FAGAN, 2011).

Tais mudanças traduzem-se pela apresentação de tolerância à temperatura, variedade

de cores, alterações da reatividade química, da condutividade elétrica, ou por exibir

interações de intensidade extraordinária. Em geral, tais peculiaridades ocorrem quando as

dimensões das partículas não ultrapassam os 100 nanometros. Estas características justificam

o interesse tecnológico em relação aos nanomateriais, que já são fabricados em escala

comercial para emprego em vários produtos como cosméticos, tintas, revestimentos, tecidos,

catalisadores ou para proporcionar mais resistência aos materiais (AMTENBRINK,

HOFMANN e MONTET, 2010).

As NPMs apresentam características que as tornam um importante recurso em

potencial na área médica. Primeiro, elas possuem tamanhos controláveis, que variam de

alguns nanometros até dezenas de nanometros, o que as coloca em dimensões que são

menores ou comparáveis a uma célula (10 a 100 μm), um vírus (20 a 450 nm), uma proteína

(5-50 nm) ou um gene (2 nm de largura 1-100 nm de comprimento). Isto significa que elas se

equivalem em tamanho a uma entidade biológica de interesse. Na verdade, elas podem ser

revestidas com moléculas biológicas para que possam interagir com ou se vincular a uma

entidade biológica e assim fornecer um meio controlado de marcá-lo ou abordá-lo

(PANKHURST, CONNOLLY e JONE 2003).

Com revestimento de superfície adequado, as NPMs podem permanecer dispersas

em solventes apropriados, formando suspensões homogêneas, chamado fluidos magnéticos.

Fluidos magnéticos podem ser submetidos a um campo magnético externo, possibilitando a

aquisição de imagens por ressonância magnética para o diagnóstico médico (LIU, 2011).

A magnetita, que é o material constituinte do núcleo das NPMs utilizada no presente

trabalho, tem a particularidade de conter tanto íons Fe2+

quanto Fe3+

, dentro de uma estrutura

espinélio inversa. Trinta e dois ânions de oxigênio formam uma célula unitária cúbica,

centrada na face, com um comprimento da aresta de 0,839 nm. Nesta célula unitária, íons de

11

ferro estão localizados em 8 sítios tetraédricos, cercados por 4 íons de oxigênio, e 16 sítios

octaédricos, rodeados por 8 íons de oxigênio. Os sítios tetraédricos são ocupados

exclusivamente por íons Fe3+

, enquanto íons Fe2+

e Fe3+

ocupam alternadamente posições

octaédricas (Figura 5).

Figura 5: Estrutura espinélio inversa de magnetita. (a) Ilustração da parte frontal de uma

célula unitária cúbica. (b) Organização ferrimagnética da magnetita (Extraído de GOSSUIN,

2009).

Esta organização é, por vezes, expressa na fórmula para magnetita Fe3+

[Fe2+

Fe3+

]O4

e maghemita Fe3+

[(Fe3+

)5/3 V1/3]O4, onde V representa uma vacância de cátion (GOSSUIN,

2009). No tópico seguinte são discutidas as técnicas de síntese das nanopartículas.

2.2.1 Técnicas de Obtenção de NPMs

A produção das NPMs ocorre a partir de metais de ferro e cobalto puro e ligas de

CoPt3, FePt, FeZn, e de óxidos de ferro, incluindo a magnetita (Fe3O4) e maghemita (γ-

Fe2O3). Os óxidos de ferro também podem ser dopados para aumentar suas propriedades

magnéticas para formar MFe2O4, onde M é um cátion bivalente, tais como íons de Mn2+

,

Fe2+

, Co2+

ou Ni2+

(VEISEH et al, 2009). Quando o núcleo destas nanoestruturas possui

dimensão menor que 25 nm, a NPM adquire característica superparamagnética, estado em que

ela somente apresenta magnetização quando submetida a um campo magnético externo.

Vários métodos de síntese de nanopartículas magnéticas têm sido relatados. A

metodologia mais utilizada envolve a co-precipitação alcalina de íons ferrosos e férricos em

solução aquosa, na presença de um agente estabilizador (como dextrana, por exemplo). Uma

boa estabilização da magnetização também pode ser atingida após a síntese através da

12

adsorção única na superfície destes agentes. No entanto, em se tratando de síntese química,

ainda é um desafio obter partículas magnéticas com uma população monodispersa em grande

escala para usos clínicos (DI MARCO, 2007).

A síntese de nanopartículas superparamagnéticas é um processo complexo, devido à

sua natureza coloidal. O primeiro desafio na obtenção do produto químico principal consiste

na definição de condições experimentais, levando a uma população monodispersa de grãos

magnéticos de tamanho adequado. O segundo ponto crítico é a escolha de um processo

reprodutível, podendo ser industrializado, sem qualquer processo complexo de purificação.

Vários processos foram adaptadas para a produção de nanopartículas magnéticas a partir de

técnicas de solução ou de aerossol ou em fase de vapor (COROT et al, 2006)

Novos processos também devem fornecer o óxido de ferro caracterizado por um

elevado grau de cristalinidade e, conseqüentemente, uma alta magnetização de saturação. O

revestimento precisa ser otimizado para simplificar o processo e prevenir de forma eficaz a

qualquer agregação e sedimentação das nanopartículas superparamagnéticas para fornecer

uma solução estável para injecção ou um pó liofilizado que é fácil de reconstituir.

A decomposição de ferro (III) acetilacetonato em éter dibenzil na presença de ácido

oléico tem sido usada para sintetizar nanopartículas de óxido de ferro monodispersas.

(GUARDIA et al, 2009).

2.2.2 Revestimentos

O uso in vivo das nanopartículas exige que elas sejam revestidas, para minimizar os

efeitos indesejados com o meio biológico (LACAVA e MORAIS, 2004). Estes revestimentos

de superfície, geralmente compostos por pequenas moléculas orgânicas e polímeros, servem

para evitar aglomeração de óxido de ferro dos núcleos, possibilitar a manipulação química

para viabilizar vetorização de fármacos e limitar a interação de células não-específicas. Para

atender a essas funções de revestimento, um grupo diversificado de polímeros têm sido

investigados, incluindo polietilenoglicol (PEG), dextrana, ciclodextrina, quitosana

(polissacarídeo catiônico), polietilenoimina (PEI) e outros (VEISEH et al, 2009).

As dextranas são formadas a partir da sacarose, através do crescimento de bactérias

pertencentes aos gêneros Leuconostoc, Streptococcus e Lactobacillus. No entanto, a maioria

das dextranas é sintetizada pela bactéria da espécie Leuconostoc mesenteroides. Assim como

a maioria dos polímeros solúveis em água, as moléculas administradas com baixo peso

molecular (menor que 10 kDa) são eliminados do organismo por filtração glomerular. Para as

dextranas com massas molares superiores a 40 kDa, a sua metabolização ocorre pela ação da

13

enzima dextranase (dextrano 1,6-glucosidase, presente em órgãos como o fígado, baço, rins e

cólons) que os degrada em glicose (BELDER, 2003).

As dextranas, cuja estrutura molecular está apresentada na Figura 6, são muito

utilizadas em aplicações biomédicas devido à sua biocompatibilidade, baixo custo e

facilidade na sua modificação. Dentro destas aplicações destacam-se o desenvolvimento de

agentes de contraste para imaginologia médica, sobretudo com o objetivo de aumentar o

tempo de retenção destes compostos na circulação. Estudos sobre a estabilidade química de

dextranas clínicas em pH 4,5 a 7, quando armazenado por vários anos em temperaturas entre

4° a 40 °C, revelou que a dextrana tem excelente estabilidade (BELDER, 2003).

Figura 6: Estrutura química da dextrana (adaptado de BELDER, 2003).

Outra substância, a ciclodextrina (CD) constitui uma classe de excipientes

farmacêuticos compostos por unidades de D-glucopiranose, que unidas originam estruturas

cíclicas troncocônicas. A estrutura espacial cônica e a orientação dos grupos hidroxílicos para

o exterior conferem a estes açúcares cíclicos propriedades físico-químicas únicas, sendo

capazes de solubilizar-se em meio aquoso e ao mesmo tempo encapsular no interior da sua

cavidade moléculas hidrofóbicas. Na área farmacêutica, este excipiente tem sido explorado

principalmente no incremento da solubilidade, estabilidade e biodisponibilidade de

medicamentos (HILDEBRAND et al, 2006 e MESSNER et al, 2010).

O mecanismo de fixação de superfície do revestimento polimérico ou monomérico

deve ser investigado através de técnicas de caracterização de superfície para descrever a

natureza e a força da superfície vinculativa (hidrogênio, pseudo-covalentes, iônicas). As

propriedades físico-químicas de superfície das NPMs muito pequenas (diâmetros menores que

15 nm, ou USPIOs, do inglês, ultra small superparamagnetic iron oxide) interferem

fortemente na sua capacidade de ser internalizadas pelos macrófagos e outras células

fagocíticas após a administração intravenosa. Portanto, a presença do revestimento é

14

fundamental para modular o destino das USPIOs, controlando suas propriedades elétricas de

superfície (ARIAS et al, 2006).

Em geral, os agentes de revestimento que são adsorvidos fisicamente (por interações

eletrostáticas ou delimitação pelo hidrogênio) mostram estabilidade limitada em comparação

com os agentes de revestimento que são adsorvidos quimicamente. A estabilidade do

revestimento também depende da quantidade de interações químicas que cada molécula

individual ou macromolécula pode estabelecer com a superfície das nanopartículas. Como

resultado, cada interação entre o revestimento e a superfície de óxido de metal tem que ser

analisada e discutida em uma base individual (DI MARCO et al, 2007).

2.2.3. Caracterização de NPMs

A metodologia mais importante de caracterização da estrutura das nanopartículas é a

difração de raios X, com as duas fontes de radiação: síncrotron e convencional. A análise

térmica, Mossbauer e espectroscopia de infravermelho fornecem informações adicionais úteis

(DI MARCO et al, 2007).

A maioria destas técnicas requer a secagem das amostras que, para aplicações

biológicas, precisam estar dispersas em um líquido. A secagem da amostra ou a sua

colocação em uma superfície úmida pode induzir mudanças significativas sobre as

características físico-químicas das USPIOs, como a ocorrência de agregação irreversível das

partículas. Assim, os resultados obtidos podem não refletir com precisão a natureza das

espécies na dispersão do líquido. As nanopartículas podem ser caracterizadas como uma

suspensão líquida, principalmente por pequenos ângulos de espalhamento de raios X ou de

nêutrons (DI MARCO et al, 2007).

O potencial zeta desempenha um papel importante na caracterização eletrocinética

das interfaces sólido-líquido, sendo definido como o potencial elétrico no plano de

cisalhamento, também conhecido como plano de escorregamento. O potencial zeta também

pode ser descrito como uma função da densidade superficial de carga, no plano local de

cisalhamento, e a estrutura de superfície e é um parâmetro muito importante no que diz

respeito a muitas características de materiais dispersos.

Uma propriedade fundamental das superfícies de óxido de metal é a sua tendência

para construir uma carga de superfície quando em contato com a água. Isso vai induzir efeitos

eletrostáticos nas vizinhanças da partícula carregada. Em solução, a presença de uma carga

líquida sobre uma partícula afeta a distribuição de íons circundantes, resultando em um

aumento na concentração de contra-íons (íons de carga oposta à partícula) nas proximidades

15

da partícula. Isto implica que a dupla camada é determinada pela força iônica da solução.

Assim, há dificuldade para diferenciar a mudança no plano de corte de medidas de potencial

zeta em diferentes condições de concentração de eletrólitos. Como conseqüência, potencial

zeta (ζ) não pode ser medido diretamente, e sim calculado a partir de técnicas experimentais

(fluxo atual ou potencial, mobilidade eletroforética e a condutividade elétrica) com a ajuda de

abordagens teóricas. Existe um método alternativo baseado no ultra-som que está rapidamente

se tornando importante. O método de ultra-som tem uma grande vantagem sobre as técnicas

tradicionais baseadas na luz, porque é capaz de caracterizar os sistemas concentrados, sem

diluição. Na verdade, os métodos baseados em luz exigem, em geral, as suspensões de

diluição extrema, a fim de tornar a amostra suficientemente transparente para a medição.

2.2.4 Aplicações das NPMs na Medicina

As nanopartículas magnéticas obedecem às leis de Maxwell e podem ser

manipuladas por um gradiente de campo magnético externo. Esta ação à distância, combinada

com a intrínseca penetrabilidade de campos magnéticos em tecidos humanos, abre muitas

aplicações que envolvem o transporte e/ou imobilização de nanopartículas magnéticas, ou de

marcar magneticamente entidades biológicas. Dessa forma, isto pode ser feito para entregar

um pacote, como um fármaco anticâncer ou um grupo de átomos de radionuclídeos, em uma

região-alvo do corpo, como um tumor.

As NPMs podem também ser usadas para responder a um campo magnético variável

no tempo, com resultados relacionados a transferência de energia do campo de excitação.

Neste caso, a partícula pode ser usada para aquecer, o que leva à sua utilização como agentes

de hipertermia, fornecendo quantidades tóxicas de energia térmica para quimioterapia aos

órgãos-alvo, tais como tumores, ou como radioterapia e agentes de reforço, onde um

moderado grau de aquecimento dos tecidos resulta na destruição mais eficaz das células

malignas (PANKHURST, CONNOLLY e JONE, 2003).

Outra aplicação ainda incipiente de NPMs está relacionada à sua utilização como

agente de contraste de imagem no método de ressonância magnética. As NPMs têm em

comum a sua absorção específica do sistema fagocitário e, se elas não são inteiramente

capturadas pelo fígado e baço, podem ser amplamente avaliadas como marcadores de

ressonância magnética para o diagnóstico de doenças inflamatórias e degenerativas associadas

à alta atividade fagocítica dos macrófagos (COROT et al, 2006).

Estas e muitas outras aplicações potenciais estão disponíveis na biomedicina, como

resultado das propriedades físicas especiais das NPMs.

16

2.2.5 Mecanismos de interação biológica

A farmacocinética e a captação celular in vivo das NPMs, incluindo a sua

capacidade de interagir com as barreiras biológicas, estão em grande parte relacionados com

as suas propriedades físico-químicas, incluindo a morfologia, tamanho, hidrofobicidade, carga

e outras propriedades de superfície. Essas propriedades são determinadas pelos tipos,

estruturas e orientações dos materiais que as compõem (VEISEH et al, 2009).

Uma vez que uma NP entra na corrente sanguínea, processos opositores ativam o

sistema mononuclear fagocitário (SMF) de resposta. Dependendo da biodegradabilidade e

tamanho, algumas das NPs presentes nas vesículas lisossômicas em células de Kupffer, no

fígado, podem ser incorporadas à bile e removidas nas fezes. Outras NPs serão filtradas pelos

rins e eliminadas na urina. Em geral, as NPs menores estão sujeitas a rápida eliminação renal,

ao passo que as maiores mostram captação pelo fígado, baço, e medula óssea (Figura 7 ).

Partículas grandes são removidas pelas células capazes de fagocitose, ou seja, macrófagos ou

células dendríticas, enquanto pequenas partículas podem ser removidas por células capazes de

endocitose (Linfócitos B e T). Se as NPs magnéticas são biodegradáveis, os produtos de

decomposição podem ser tomados por qualquer célula por meio de pinocitose (ARRUEBO et

al, 2007).

Partículas magnéticas menores do que 4 nm são removidas pelas células do SMF,

principalmente no fígado (60-90%) e baço (3-10%). Partículas maiores que 200 nm são

geralmente filtradas pelo baço, cujo ponto de corte se estende até 250 nm, enquanto que as

partículas maiores que 100 nm são fagocitadas por células principalmente do fígado.

Em geral, quanto maiores as partículas, mais curta é a sua meia vida no plasma. Este

clearance de partículas pelas células de Kupffer podem ser, por outro lado, útil para o

tratamento de doenças do fígado, como câncer ou leishmania, tuberculose, listeriose,

hanseníase, etc, embora seja importante considerar que, simultaneamente, implica na

destruição de um número significativo de células de defesa do paciente (KIM et al, 2007).

17

Figura 7: Diagrama qualitativo relacionando o tempo de residência no sangue com o tamanho

da partícula (adaptado de ARRUEBO et al, 2007).

Para nanopartículas de óxido de ferro, sua meia-vida no sangue é dose-dependente.

Essa característica já foi demonstrada por vários sistemas de nanopartículas e está relacionada

a uma saturação progressiva do consumo de macrófagos no fígado ou outros órgãos ricos em

macrófagos, como o baço e a medula óssea. No entanto, o ligeiro aumento da meia-vida

encontrada no intervalo de doses clínicas não causa impacto relevante em termos de imagens

clínicas em função do perfil global da farmacocinética dos compostos. A meia-vida das

USPIO no sangue é geralmente maior nos seres humanos do que em animais. Por exemplo,

em doses de 30 ou 45 μmol Fe/kg, a meia-vida no sangue de ferumoxtran-10 é de 2 a 3 horas

em ratos e de 24 a 36 horas em seres humanos. Uma vez que o acesso das USPIOs aos órgãos

é facilitado por um tempo prolongado de permanência no sangue, experimentos com imagens

de animais, geralmente são feitos usando altas doses de USPIO (200-1000 μmol Fe / kg) em

comparação com a dose clínica humana de 45 μmol Fe / kg (COROT et al, 2006).

A principal indicação clínica para as nanopartículas de óxido de ferro foi de imagem

hepática. Depois da injeção intravenosa, SPIOs são rapidamente fagocitadas por macrófagos

hepáticos especializados, as células de Kupffer, resultando em uma queda na intensidade do

sinal de ressonância magnética e, portanto, gerando imagens com sinal hipointenso,

principalmente por causa de um efeito de susceptibilidade. A magnitude da diminuição da

18

intensidade do sinal é determinada por uma variedade de parâmetros, incluindo a dose

administrada e a seqüência de pulso (COROT et al, 2006).

Como as células de Kupffer estão exclusivamente no parênquima hepático saudável,

as SPIOs aumentam o contraste entre tecidos saudáveis e doentes, desprovidos destas células.

Portanto, tumores não demonstram uma redução permanente da intensidade do sinal após a

administração de óxido de ferro, pois estão desprovidas de macrófagos. As diferenças em

contraste também pode ser devido à atividade suprimida de células de Kupffer como

resultado do crescimento do tumor. Tumores de fígado ou metástases muito pequenas, da

ordem de 2 a 3 mm podem ser detectadas (SEMELKA, 2001)

2.2.6 Toxicidade

Para administração endovenosa de NPMs, a regra geral é que elas sejam não

tóxicas, não imunogênicas e de um tamanho que evita a embolização dos ductos capilares.

Embora a mudança no foco do desenvolvimento de partículas de micro a nanoescala seja

essencial para os avanços na biologia moderna, medicina e produção industrial,

ele carrega um potencial nocivo sobre os organismos e o ambiente (KIM et al, 2006). A falta

de informação sobre a toxicidade de nanopartículas pode resultar em sérios problemas. Por

isso, é necessário que especialistas e pesquisadores em toxicologia, química e outros campos

estejam conscientes da importância de analisar os aspectos positivos dos nanomateriais,

evitando seus potenciais efeitos tóxicos (OBERDORSTER, G., OBERDORSTER, E. e

OBERDORSTER, J., 2005). Várias técnicas de encapsulamento de partículas magnéticas

estão em desenvolvimento, de forma que os sistemas obtidos tornem-se efetivos carreadores

de drogas, com especificidade tumoral para a liberação controlada de agentes. Além de apre-

sentar baixos níveis de toxicidade, as nanopartículas devem também possuir um elevado

momento de saturação, que permita minimizar as doses requeridas (CASTRO et al, 2010).

Até o momento, a importante ligação entre a concentração intracelular de

nanopartículas e os efeitos citotóxicos não foi completamente analisada, e esses são muitas

vezes expressos em termos da quantidade de nanomaterial presente no meio de incubação.

Para a maioria das aplicações biomédicas, a concentração intracelular de nanopartículas é de

importância primordial.

Os efeitos tóxicos das nanopartículas devem ser medidos em momentos nos quais as

células contêm partículas intactas, partículas parcialmente degradadas e completamente

degradadas. Também é importante relatar que quando nanopartículas interagem com as

células, sítios de ligação polivalentes na sua superfície podem provocar ligações cruzadas das

19

proteínas da superfície celular e, assim, interferir com os processos biológicos normais. Os

locais polivalentes de ligação também pode resultar em um aumento da afinidade de ligação

(avidez) para receptores da superfície celular. Assim, as interações multivalentes devido à

ligação de ligantes a nanopartículas podem aumentar a avidez em até 4 vezes (IVERSEN,

SKOTLAND e SANDVIG, 2011).

2.2.7 Excreção celular

Todos os trabalhos que envolvem a excreção de nanopartículas pelas células

concluem que a sua exocitose é muito mais lenta do que endocitose. Considerando que a taxa

de endocitose parece ser mais rápida para as partículas de 20-50 nm, a taxa de exocitose

diminui com o aumento de tamanho de partículas (IVERSEN, SKOTLAND e SANDVIG,

2011). A fração de nanopartículas endocitadas varia para diferentes linhagens celulares. O

percentual de nanopartículas celulares sendo exocitadas em de 1 h em células HeLa foi de

aproximadamente 35, 10 e 5% para as nanopartículas de 14, 50 e 74 nm, respectivamente

(CHITHRANI e CHAN, 2006). Uma questão em aberto é também o que acontece com as

nanopartículas liberadas a partir de células que foram mortas, por exemplo, aquelas que

sofreram interação com nanopartículas contendo fármacos (IVERSEN, SKOTLAND e

SANDVIG, 2011).

2.3 PRINCÍPIOS FÍSICOS DA IMAGEM POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA (IRM)

Compreender os princípios físicos envolvidos na formação da imagem por

ressonância magnética implica na abordagem de fenômenos que ocorrem em escala

subatômica. Um átomo com número de massa ímpar, ou seja, número de prótons diferente do

número de nêutrons, apresenta um movimento de giro do seu núcleo em torno do próprio

eixo. As leis do eletromagnetismo determinam a relação entre a carga elétrica em movimento

e a indução de um campo magnético (Figura 8). Pode-se assim associar ao momento

magnético um vetor de magnetização efetiva (VME), possibilitando um tratamento

matemático apropriado (WESTBROOK e KAUT, 2000).

20

Figura 8. Representação da geração de um dipolo magnético a partir do próton do hidrogênio,

que é carregado positivamente e gira em torno de seu próprio eixo, com um momento

magnético associado (adaptado de MAZZOLA, 2009).

Embora o embasamento físico da RMN já tenha sido descrito em 1946, apenas à

partir da década de 70 é que o desenvolvimento tecnológico permitiu a sua aplicação na área

médica. O método de imagem por ressonância magnética (IRM) surgiu em 1973, utilizando-

se algoritmos de reconstrução de imagens desenvolvidos para a tomografia computadorizada

por raios X. Em 1975, são estabelecidas as bases da RMN, empregadas por métodos de

codificação de fase e freqüência em conjunto com a Transformada de Fourier.

2.3.1 Relação do hidrogênio com um campo magnético externo

A IRM é o resultado da interação do forte campo magnético produzido pelo

equipamento com os prótons de hidrogênio do tecido humano, criando uma condição para que

possamos enviar um pulso de radiofreqüência (RF) e, após, coletar a RF modificada, através

de uma bobina ou antena receptora. Este sinal coletado é processado e convertido numa

imagem ou informação. Os principais átomos que compõem o tecido humano são: hidrogênio,

oxigênio, carbono, fósforo, cálcio, flúor, sódio, potássio e nitrogênio. Estes átomos, exceto o

hidrogênio, possuem no núcleo atômico prótons e nêutrons. Apesar de outros núcleos

possuírem propriedades que permitam a utilização em IRM, o hidrogênio é o escolhido por

três importantes motivos: (i) é o mais abundante no corpo humano, (ii) as características de

ressonância magnética nuclear se diferem bastante entre o hidrogênio presente no tecido

normal e no tecido patológico e (iii) o próton do hidrogênio possui o maior momento mag-

nético e, portanto, a maior sensibilidade a RMN (MAZZOLA, 2009 e CABAL et al, 2009).

As propriedades de ressonância magnética têm origem na interação entre um átomo e

um campo magnético externo. É um fenômeno em que partículas contendo momento angular

e momento magnético exibem um movimento de precessão quando estão sob ação de um

21

campo magnético (B0). A influência do campo magnético externo B0 faz com que apareça

uma oscilação adicional em torno do eixo de rotação do próton, denominado como

movimento de precessão, o que faz com que os momentos magnéticos descrevam um

movimento circular em torno do eixo de B0. O percurso de oscilação é chamado trajetória de

precessão e a velocidade com que o VME oscila em torno de B0 é definida como freqüência

de precessão. O valor da freqüência de precessão é descrito pela equação de Larmor:

ω = B0 . γ (6)

onde B0 é a potência do campo magnético em Tesla e γ é a razão giromagnética, que por sua

vez expressa a relação entre o momento angular e o momento magnético de cada núcleo ativo

em RM (WESTBROOK e KAUT, 2000).

A energia necessária para causar movimento de precessão no próton de hidrogênio

corresponde à faixa de radiofreqüência (RF) do espectro eletromagnético. Para que ocorra a

ressonância, é necessário que seja aplicado um pulso de energia RF exatamente com a

freqüência de Larmor do VME do hidrogênio (Figura 9B). A energia da onda de

radiofreqüência aos núcleos traduz-se por uma oscilação da magnetização total M em relação

à sua posição inicial. O valor do ângulo de oscilação é uma função da amplitude e da duração

do pulso de excitação. Chamamos de pulso de 30°, 90° ou 180° uma onda de radiofreqüência

de intensidade e duração tais que, imediatamente após o pulso, a magnetização M forme um

ângulo de 30°, 90° ou 180°com o campo B0. Outros núcleos ativos não entram em RM por

não possuírem a mesma freqüência de precessão do hidrogênio (DOYON e CABANIS,

2000).

Figura 9: Em A está está representada a magnetização resultante da aplicação de uma campo

magnético externo sobre uma população de núcleos de hidrogênio. Em B, com a aplicação

adicional de um pulso de RF, o eixo de precessão é forçado a se distanciar do alinhamento

original.

A B

22

2.3.2 Formação do contraste da imagem de RMN

Quando o pulso de RF é removido, os núcleos de hidrogênio "relaxam" de volta ao

seu estado original. Este processo pode ser medido por sua relaxação longitudinal (T1) ou

relaxação transversal (T2), ambas podendo gerar uma imagem de RM. A variação do

relaxamento corresponde às taxas de contraste da imagem, permitindo a discriminação entre

os tipos de tecido (VEISEH, 2009).

Durante o relaxamento, o VME libera a energia de RF absorvida e retorna o seu

alinhamento com B0. O relaxamento leva a recuperação da magnetização no plano

longitudinal e ao declínio da magnetização no plano transverso (xy).

O contraste das imagens de RMN é, portanto, conseqüência principalmente dos

mecanismos de recuperação T1 e declínio T2. No tecido adiposo, por exemplo, os momentos

magnéticos dos núcleos lipídicos relaxam e recuperam rapidamente sua magnetização

longitudinal. Desta forma, o tempo T1 do tecido adiposo é curto e sua imagem característica é

hiperintensa em T1. Ao contrário, na água os momentos magnéticos demoram mais para

relaxar e recuperar a magnetização longitudinal e, portanto, o tempo T1 da água é longo e sua

característica é de imagem hipointensa em T1. Da mesma forma, o declínio T2 do tecido

adiposo é curto, e o tempo T2 da água é longo, mostrando imagens hipointensas e

hiperintensas, respectivamente.

Figura 10: Representação da curva de recuperação T1 (A) e curva de declínio T2 (B).

A recuperação T1 é causada pela liberação da energia dos núcleos em suas

vizinhanças. Com a energia liberada, os núcleos recuperam a sua magnetização longitudinal.

A razão de recuperação é um processo exponencial. T1 é o tempo necessário para a

recuperação de 63% da magnetização longitudinal do tecido (Figura 10A). O declínio T2 é

causado pela troca de energia entre os núcleos vizinhos, devido à interação dos campos

magnéticos dos núcleos entre si. É também denominada relaxamento spin-spin e acarreta o

declínio da magnetização no plano transverso, cuja razão também é um processo exponencial.

23

T2 é o tempo necessário para a perda de 63% da magnetização transversa (Figura 10B)

(WESTBROOK e KAUT, 2000).

Resumindo, o tecido adiposo tem um tempo T1 e T2 curtos e a água tem tempos T1

e T2 longos. Para se obter imagens com sinais intensos, deve haver um grande componente de

magnetização transversal, para que este possa induzir um forte sinal na bobina receptora. Um

componente de magnetização transversal pequeno produz um sinal fraco na bobina receptora;

as imagens ponderadas em T1 apresentam tecido adiposo hiperintenso (brilhante) e a água

hipointensa (escura); as imagens ponderadas em T2 mostram tecido adiposo hipointenso

(escuro) e a água hiperintensa (brilhante). Os tecidos de sinais intermediários devem ficar

com T1 ou T2 entre os sinais do tecido adiposo e da água. Uma imagem ponderada em T1

(Figura 11) é aquela em que o contraste depende predominantemente das diferenças entre os

tempos T1 do tecido gorduroso e da água, enquanto que uma imagem ponderada em T2

(Figura 12) é aquela em que o contraste depende predominantemente das diferenças entre os

tempos T2 do tecido adiposo e da água (WESTBROOK e KAUT, 2000).

Figura 11: Corte axial do abdômen ao nível hepático, de sequência ponderada em T1 (cortesia

de DIX, Diagnóstico por Imagem, Santa Maria - RS).

Figura 12: Corte axial do abdômen ao nível hepático, de sequência ponderada em T2 (cortesia

de DIX, Diagnóstico por Imagem, Santa Maria - RS).

24

2.3.3 Localização espacial e recepção do sinal de RF

A localização espacial de um elemento de volume da imagem de RM é feita por meio

de gradientes de campo magnético aplicados por bobinas localizadas nos três eixos

cartesianos, em composição com o campo magnético principal. Há três deles no scanner,

chamados de magnetos de gradiente X, Y e Z (Figura 13), cada um orientado ao longo de um

plano diferente. Estes magnetos são bem menos potentes do que o magneto principal, mas são

responsáveis pela precisão das imagens da região anatômica estudada, que são geradas em

cortes. Eles modificam o campo magnético em pontos muito específicos e trabalham em

conjunto com os pulsos de RF, produzindo as imagens através da codificação da distribuição

espacial dos prótons da água. Os planos de corte, de acordo com o magneto gradiente que

estiver ativado, poderão ser axiais (transversais ao corpo) coronais (que dividem o corpo em

regiões anterior e posterior) ou sagitais (que dividem o corpo em regiões direita e esquerda).

Também é possível, através da combinação entre os magnetos de gradiente, gerar as fatias de

imagem em qualquer plano, o que é um dos pontos fortes da RM como ferramenta

diagnóstica (HAAGA et al, 1996).

Figura 13: Esquema representando a localização das bobinas de gradiente no interior do

equipamento de RM (adaptado de http://www.magnet.fsu.edu/education/tutorials/ magneta

cademy/mri/fullarticle.html).

Na avaliação visual das imagens por RM, os sinais observados vão de muito intensos

(branco) até a ausência de sinal (preto), passando por uma gama de sinais intermediários (tons

de cinza). Estes sinais, de tonalidades que variam do branco ao preto, representam diferentes

tipos de tecidos, por exemplo, tecido adiposo, músculo, tecido nervoso, etc. que possuem

25

VME individuais. Um determinado tecido tem um sinal muito forte, caso possua um grande

componente transverso de magnetização, capaz de gerar um grande sinal na bobina receptora.

A detecção da magnetização nuclear é efetuada ao colocarmos no plano

perpendicular a B0, chamado plano de medida, uma bobina de detecção ou antena. O

movimento de rotação da magnetização transversal dá origem, na antena, a uma corrente

elétrica induzida, que podemos medir após amplificação e que constitui o sinal da RM.

Um tecido envia um sinal fraco à bobina receptora quando ele possui um

componente transverso de magnetização de pequena amplitude. Já a densidade de spin de

hidrogênio (H) é um parâmetro que descreve a quantidade relativa de hidrogênio detectável

em cada elemento de volume. As densidades de spin de hidrogênio de fluidos, tais como

líquido cefalorraquidiano e urina, são mais elevados, seguidos das densidades de spin de H

nos tecidos moles, que são 60 a 90% daquela verificada nos fluidos. As densidades de spin de

osso cortical e do ar são praticamente zero.

Em geral, a região anatômica em estudo fica envolvida ou muito próxima de uma

bobina de recepção (Figura 14), cujo papel principal é melhorar a captação do sinal de RF

emitido pelos núcleos de hidrogênio (DOYON e CABANIS, 2000).

Figura 14: Utilização de bobinas receptoras em exames de RM. A: Exame de RM de joelho,

B: Exame de crânio (retirado de documentação publicitária de Philips Medical Systems)

2.3.4 Sequências de pulso e tempos de repetição e de eco

Um evento físico importante para a coleta do sinal que gera a imagem de RM é a

formação de ecos. Este fenômeno é a base para as sequências de pulso. Se os prótons forem

excitados com um pulso de RF inicial e, após um determinado tempo t, for enviado um

A B

26

segundo pulso, além do surgimento de sinal na bobina após o primeiro pulso, haverá o

surgimento de um segundo sinal. Este segundo sinal é um eco do primeiro e aparece na

bobina num tempo igual a 2 t. O surgimento do eco é um processo natural e ocorre devido a

refasagem dos momentos magnéticos, induzida pelo segundo pulso de RF. O momento em

que o eco irá surgir pode ser controlado através dos tempos e de aplicação dos pulsos, porém

a defasagem e refasagem será dependente dos tipos de tecido em questão (MAZZOLA, 2009).

A seqüência de pulso mais comumente usada em exames clínicos de RM é a de

spin-eco. A seqüência spin-eco forma um sinal mensurável pela aplicação de um pulso de

180º a meio caminho entre o pulso inicial de 90º e o centro de medição de sinal (o spin eco).

Este pulso elmina os efeitos de não homogeneidade do campo magnético em cada voxel,

tornando a defasagem transversal entre excitação e medição de sinal dependente apenas do

declínio T2 (HENDRICK, 1994).

Sendo o intervalo de tempo t entre a aplicação de dois pulsos irá determinar o

surgimento do eco em 2 t. O tempo de eco (TE) é o intervalo de tempo entre a aplicação do

pulso inicial de RF de 90º e o pico do eco. O tempo entre sucessivos pulsos de RF de 90º é

chamado de TR, ou tempo de repetição. Enquanto o TE determina o quanto de relaxação no

plano longitudinal estará presente no eco, o TR estabelece o quanto de magnetização longitu-

dinal se recuperou entre sucessivos pulsos de 90º (MAZZOLA, 2009).

Para coletar dados suficientes para formar uma imagem planar, a seqüência de pulso

spin-eco deve ser repetida muitas vezes, cada uma com uma quantidade diferente de

codificação de fase. O número mínimo de repetições é determinado pelo número de voxels

distintos na direção desejada da codificação de fase. Uma característica a destacar é como a

recuperação T1 afeta o sinal medido em spin-eco de imagem (HENDRICK, 1994).

2.3.5 Fatores de segurança em RMN

O uso de comutação rápida e gradientes elevados pode levar à estimulação de nervos

periféricos (PNS) durante o escaneamento. A posição e a natureza do PNS difere para cada

indivíduo e pode causar uma sensação de formigamento ou de contração superficial. O nível

de PNS esperado é exibido como um dos parâmetros do protocolo de cada exame e é expresso

como uma porcentagem do nível de limiar médio para a sua ocorrência, calculado pelo

sistema para a seqüência preparada para o paciente (PHILIPS, 2007).

Os procedimentos de RM sempre envolvem a emissão de energia de radiofreqüência

(RF) e isso pode aquecer o paciente, o que implica em respeitar um nível seguro para a

imposição da chamada taxa de absorção específica (SAR). SAR é a energia de RF absorvida

27

pelo paciente por unidade de massa, expressa em watts por kg (W/kg). Recomenda-se usar

níveis elevados de SAR (acima de 2,5 W/kg) somente se for absolutamente necessário. No

painel do equipamento, é exibida uma porcentagem que se refere ao quanto do limiar para o

início de sintomas de aquecimento do paciente para um determinado protocolo de

escaneamento.

2.4 USO DE AGENTES DE CONTRASTE EM RESSONÂNCIA MAGNÉTICA

Assim como na radiologia convencional e na tomografia computadorizada, o método

de imagem por RM utiliza, dependendo do estudo que estiver sendo realizado, um agente

adicional de contrastação das estruturas anatômicas de interesse, administrado por via

endovenosa. A grande diferença entre os meios de contraste utilizados em métodos de

imagem que utilizam radiação ionizante (raios-x) e a IRM é que os primeiros possuem a

função de aumentar a densidade física do sangue, enquanto que no segundo caso, o agente de

contraste interfere na magnetização das moléculas localizadas em determinados tipos de

tecido. O uso de agentes de contraste tem constituído uma parte importante da prática clínica

estabelecida há mais de 20 anos (SEMELKA e HELMBERGER, 2001).

2.4.1 Agentes de contraste paramagnéticos

Os agentes de contraste para ressonância magnética atualmente em uso são os

quelatos paramagnéticos (átomos de gadolínio quelatado). A interação localizada desses

agentes com os prótons das moléculas de água potencializa o contraste da imagem, reduzindo

os tempos de relaxação T1 ou T2. Em geral, estes agentes são substâncias que alteram as

propriedades magnéticas de tecidos vizinhos, células ou moléculas. Os agentes exógenos de

contraste mais usados são o gadolínio-dietileno ácido triamina pentaacetic e gadolínio-1,

4,7,10 tetraazaciclododecano ácido 1,4,7,0 triacetic (Gd (DTPA) e Gd (DOTA),

respectivamente). A utilidade do uso de agente de contraste exógeno está na necessidade de

alcançar uma alta concentração na área de interesse, mantendo a concentração mais baixa

possível, em áreas não relacionadas. Os ligantes coordenados com o íon paramagnético reduz

sua toxicidade e aumenta a sua meia-vida no sangue, aumentando significativamente o

contraste. A conjugação destes ligantes de baixo peso molecular de polímeros biocompatíveis,

tais como poliamidas, polissacarídeos e albuminas geralmente melhoram as suas

características biofísicas e farmacológicas (KIM et al, 2007).

O gadolínio (Gd-DTPA) é considerado um agente paramagnético e diminui o tempo

de relaxamento T1 e T2. Em geral, o Gd-DTPA acelera a velocidade com que os prótons da

28

água se alinham ao campo magnético principal. Isso resulta em um maior sinal de RM e maior

contraste, principalmente em áreas onde o gadolínio atravessa a barreira hematoencefálica

(BHC). O agente de contraste permanece confinado ao meio intravascular por um período de

tempo, exceto se a BHC tiver sido lesada por processos patológicos. O Gd-DTPA geralmente

é usado com seqüências de pulso ponderadas em T1 (HAAGA, 1996). Normalmente o meio

de contraste paramagnético é administrado por via intravenosa, freqüentemente em ―bolus‖ e

seguido ou não por injeção de solução salina. A dose administrada varia entre 0,1 mmol/kg e

0,2 mmol/kg (LEOPOLDINO et al, 2005)

O gadolínio tem comportamento farmacológico semelhante ao meio de contraste

iodado, utilizado em tomografia, ou seja, atua como um agente extracelular, difundindo-se

rapidamente do compartimento intravascular para o espaço intersticial. Cerca de 80% da dose

deixa o compartimento vascular nos cinco primeiros minutos após a injeção. Por esse motivo,

a aquisição das imagens de RM contrastada deve ser rápida, quando o objetivo do estudo é

vascular. O gadolínio não entra nas células nem é metabolizado pelo organismo, sendo

excretado por filtração glomerular, com meia-vida biológica de aproximadamente 90 minutos

(CALDANA et al, 2004).

2.4.2 Agentes de contraste superparamagnéticos

NPSPMs são tipicamente mais eficazes ao diminuir o tempo de relaxamento T2 e

não T1. Esta técnica pode oferecer uma resolução espacial de 10-100 μm, sem limitações de

imagens de profundidade (FRULLANO e MEADE, 2007).

Os agentes de contraste constituídos de partículas de óxido de ferro são

seletivamente absorvidos pelas células sistema retículo-endotelial (SRE) no fígado, baço e

medula óssea e resulta em perda de sinal em sequências de imagem T2, devido aos efeitos de

susceptibilidade do ferro. Esta classe de agente de contraste é também denominado óxido de

ferro superparamagnético. Lesões que contêm um número insignificante de células do SRE

permanecem em grande parte sem ser afetadas pelo agente, enquanto o fígado normal

apresenta baixo sinal em T2. Isto proporciona um aumento da detecção de lesões, em

comparação com imagens sem o uso do agente (SEMELKA e HELMBERGER, 2001).

O estudo de NPMs para uso em ambiente clínico é estudado há um longo tempo. O

produto Feridex, produzido pela empresa Bayer HealthCare Pharmaceuticals Inc., que é

constituído de NPMs de primeira geração, foi aprovado pelo FDA para a detecção de doenças

de fígado em 1993. Estudos relatam ter usado estas NPMs com diâmetro entre 100 e 250 nm,

para detecção de doenças hepáticas (TANIMOTO, MUKAI e KURIBAYASHI, 2006).

29

Uma nova geração de NPMs oferece vantagens significativamente maiores do que

seus antecessores, como o fato delas possuirem revestimentos de polímero complexo e

permanecerem monodispersas em solução. Além disso, elas possuem uma meia-vida longa na

corrente sanguínea, distribuição de tamanho uniforme, de 30 a 50 nm e maior relaxatividade

(OGHABIAN e FARAHBAKHSH, 2010).

Segundo a empresa Bayer HealthCare Pharmaceuticals Inc, que produz o agente de

contraste Feridex, estudos de imagem em ratos mostraram uma importante redução da

intensidade do sinal de RM do fígado, nas primeiras 24 horas após a administração, seguido

por um retorno gradual ao normal ao longo de 7 dias. Estes estudos também mostraram que o

ferro contido no fluido tornou-se parte do ferro contido no organismo. Estudos histológicos

nos ratos mostraram que o ferro estava no SRE, tendo desaparecido entre 7 a 14 dias. Em

estudos clínicos humanos, não houve diferença na perda de intensidade de sinal em imagens

obtidas entre 0 e 3,5 horas após a infusão. O retorno do sinal de intensidade normal ocorreu

entre 1 e 2 dias (BAYER, 2007). Na Tabela 2 estão apresentados alguns exemplos de agentes

de contraste, relacionando a sua situação de uso comercial e o respectivo tamanho das NPMs.

Tabela 2: Agentes de contraste baseados em NPMs, disponíveis no mercado americano ou em

fase de estudo (adaptado de OGHABIAN e FARAHBAKHSH, 2010).

Nome Situação Tamanho da partícula

Lumirem, Gastromark, Ferumoxsil Aprovado > 300 nm

Feridex, Endoren, Ferumoxide Aprovado 80 – 150 nm

Resovist (Ferrixan) Fase III 62 nm

Sinerem, Combidex, Ferumoxtran Fase III 20 – 40 nm

Clariscan Descontinuado na fase II 20 nm

Outro agente de contraste, o Resovist, foi concebido para ser utilizado para a

detecção de lesões focais em imagens de ressonância magnética. Este composto possui núcleo

de ferro, com uma concentração de 0,5 mmol/ml. O diâmetro hidrodinâmico das partículas

revestidas, estão na faixa entre 45 e 60 nm. Os ingredientes ativos são partículas de óxido de

ferro superparamagnéticas, revestidas com carboxidextrana. Um estudo feito na Alemanha

comparou a eficiência de internalização celular do Resovist com outras NPMs, combinados

com diferentes revestimentos (SCHLORF et al, 2011). Este agente de contraste apresentou

forte absorção, comparado aos demais produtos estudados.

30

3 METODOLOGIA

A execução das etapas experimentais do trabalho envolveu o uso de cobaias, que

foram anestesiadas e submetidas a imageamento em um equipamento de ressonância

magnética, antes e após a injeção venosa de diferentes doses de NPMs. As imagens obtidas

foram analisadas com o objetivo de avaliar o nível de contrastação para cada dose.

As cobaias utilizadas foram ratos machos adultos, da linhagem Wistar, com peso

variando de 350 a 500g, obtidos no biotério do curso de medicina veterinária da Universidade

Federal de Santa Maria. Os animais foram mantidos em uma sala separada, em ciclo de

claro/escuro de 12 h, a uma temperatura ambiente de 22(±2) ºC, umidade relativa do ar entre

30 e 50%, com livre acesso a comida e água. Estes animais foram usados de acordo com a lei

no 11.794, de 8 de outubro de 2008, que regulamenta o inciso vii do § 1o do art. 225 da

constituição federal, estabelecendo procedimentos para o uso científico de animais (BRASIL,

2008).

Foram utilizadas, como agente de contraste de imagem, NPMs, obtidas junto

Laboratório de Nanotecnologia Farmacêutica e Sistemas de Liberação de Fármacos

da Faculdade de Farmácia da Universidade Federal de Goiás (ANEXO C). Estas NPMs

possuem núcleo de magnetita (Fe3O4) e foram divididas em dois lotes. Um dos lotes possui

revestimento de dextrana, cujo diâmetro médio, medido no Laboratório do Centro

Universitário Franciscano, é de 76,1 nm. O outro lote possui revestimento de dupla camada de

ácido oléico e um diâmetro polimodal de 48 nm (40,7%), 98,2 nm (34,8%) e 607,7 nm

(24,5%) (Anexo A). A concentração de ferro no fluido magnético foi medida no laboratório

de química da Universidade Federal de Santa Maria, através da técnica de espectrometria de

emissão óptica com plasma indutivamente acoplado (ICP OES, Spectro Ciros CCD, Spectro

Analytical Instruments), utilizando a linha 259,941 nm. A concentração medida de magnetita

da amostra revestida com dextrana foi de 9,02 g/L, enquanto que para a amostra revestida

com ácido oléico, a concentração medida foi de 9,03g/L (Anexo B).

O equipamento de ressonância magnética utilizado, cedido pelo serviço de

radiodiagnóstico do Hospital de Caridade Dr. Astrogildo de Azevedo, Santa Maria, marca

Philips, modelo Achieva, com campo de 1,5 T (Tesla), versão 2.5. A bobina receptora de

sinais utilizada para o estudo é uma Sense wrist 4, normalmente utilizada para realização de

exames de punho de seres humanos.

Numa primeira etapa, executou-se seqüências de imagens experimentais de

ressonância magnética de um rato, para fins de ajuste dos parâmetros técnicos do

equipamento, objetivando a otimização destas imagens. O rato foi anestesiado com uma

31

solução composta por 1mL de cloridrato de cetamina a 10% e 1 mL de cloridrato de xilazina a

2%, diluídos em 8 mL de solução fisiológica. A dose aplicada foi de 5,3 mL da solução por

quilograma, por via intraperitoneal. Após várias séries de imagens adquiridas, foram

otimizadas as sequências em T1 TSE e T2 TSE. Foi estudada a região do abdômen, com

interesse especial para fígado e baço. Para cada protocolo, as imagens foram adquiridas nos

planos de corte axial e coronal.

A etapa seguinte envolveu a administração das NPMs nos ratos, por via endovenosa

intracaudal, e submissão dos mesmos à aquisição das respectivas imagens. Para isso os ratos

foram divididos em 6 grupos, sendo cada grupo composto por de 3 animais. Desta forma,

doses de 0,46 mg/Kg, 0,92 mg/Kg e 1,82 mg/Kg de NPMs revestidas com dextrana foram

administradas em cada grupo de 3 ratos. Essas doses corresponderam a 0,05; 0,1 e 0,2 mL/Kg

respectivamente.

Considerando que a contrastação dos órgãos foi menor quando as NPMs revestidas

com acido oléico, as doses para este lote foram maiores: 1,82 mg/Kg, 3,6 mg/Kg e 7,2

mg/Kg. O número total de ratos utilizados nos experimentos válidos foram de 18 animais.

Para cada rato foram realizadas as seqüências de imagens já descritas, antes e após

10, 20, 30 e 40 minutos após a administração das NPMs. Os principais parâmetros de

protocolo de imagem para as aquisições axiais, ajustados para o objetivo do estudo, são

apresentados na Tabela 3.

Tabela 3: Parâmetros de aquisição e reconstrução das sequências de imagens

Parâmetro Sequência T1 TSE Sequência T2 TSE

Tempo de scan 6:06 min 06:59

Matriz de resolução 236x190 232x189

Campo de visão 70 mm 70 mm

Voxel de reconstrução 0,16/0,16/2 mm 0,2/0,2/2 mm

Tempo de eco (TE) 22 ms 80ms

Tempo de repetição (TR) 473 ms 1.871 ms

Porcentagem de scan 80,7% 81,5%

Espessura de corte 2 mm 2 mm

SAR 1,6W/Kg 3W/Kg

PNS 59% 52%

32

A etapa seguinte do trabalho envolveu a análise das imagens, com a participação de

um médico radiologista com larga experiência em imagem por ressonância magnética,

verificando-se principalmente o grau de contrastação dos órgãos, especialmente fígado e baço.

Nesta etapa, utilizou-se o programa de visualização de imagens médicas Clear Canvas

Workstation, versão 2.0, de propriedade de Clearcanvas Inc. Toronto, Canadá.

33

4 RESULTADOS E DISCUSSÕES

Apresentamos aqui os resultados obtidos através da análise comparativa das

seqüências de imagens adquiridas antes e após a administração de diferentes doses de NPMs

nos dois grupos de ratos: o que recebeu NPMs revestidas com dextrana e outro, que recebeu

NPMs revestidas com ácido oléico.

Buscou-se eleger a seqüência que resultasse num grau de perda de sinal

(escurecimento) adequado à detecção de eventuais focos patológicos. Esta forma de análise

baseia-se no fato de que lesões tumorais são desprovidas de células fagocitárias, o que

siginifica que os tumores não são afetados pelas NPMs e portanto ficariam evidenciados em

relação ao parênquima sadio do fígado e baço.

4.1 ADMINISTRAÇÃO DE NPMs REVESTIDAS COM DEXTRANA

Para a realização de imagens em seqüências T1 TSE, não houve qualquer diferença

na contrastação hepática na aquisição após a injeção de NPMs em relação a seqüência sem a

injeção. Isto pode ser constatado nas imagens comparativas mostradas na Figura 15. Este

resultado não mudou para nenhuma das concentrações de NPMs injetadas. Isto demonstra que

as NPMs não alteraram o tempo de relaxação em T1.

Figura 15: Imagens axiais comparativas, de sequência T1 TSE, ao nível do fígado, antes (A) e

10 min pós injeção de 1,82 mg/Kg de NPMs (B).

As imagens obtidas 10 minutos após a injeção de 1,82 mg/Kg de NPMs

apresentaram acentuado hipossinal em sequência T2 TSE para fígado e baço (Figura 16).

Aparentemente esta dosagem foi excessiva, considerando que o parênquima hepático

praticamente desapareceu. Também verificou-se que os tecidos da parede abdominal,

constituídos basicamente por músculos e gordura, também apresentaram hipointensidade

34

Figura 16: Imagens axiais comparativas, ao nível do fígado, antes (A) e 10 min pós injeção

de 1,82 mg/Kg de NPMs (B). O fígado (seta maior), o músculo (seta menor) e a gordura

(seta pontilhada) apresentaram hipossinal evidenciado na imagem B.

O acentuado efeito de hipossinal para essa dose, também em seqüência T2 TSE,

novamente fica evidente nas imagens obtidas no plano coronal. Pode-se comparar, na Figura

17, que o fígado (setas maiores) e o baço (setas menores) sofreram drástica redução de sinal.

Figura 17: Imagens em seqüência T2 TSE no plano coronal, antes (A) e após 10 min após a

injeção de 1,82 mg/Kg de NPMs (B).

Com a injeção de uma dose de 0,92 mg/Kg, parece ter havido um efeito moderado,

ou seja, hipossinal controlado em fígado e baço, sem saturação. Nas imagens mostradas na

Figura 18, de cortes axiais adquiridos em seqüência T2, observa-se que o fígado apresentou

hipossinal na imagem B em relação à imagem de pré-injeção, mostrada em A.

35

Figura 18: Imagens axiais comparativas em seqüência T2, ao nível do fígado, antes (A) e 10

min pós injeção de 0,92 mg/Kg de NPMs (B).

O efeito de hipossinal para a dose de 0,92 mg/Kg também ocorreu no baço, conforme

pode ser observado na imagem B da Figura 19. Este resultado também era esperado, uma vez

que, assim como o fígado, o baço possui células do sistema de defesa que endocitam as

NPMs.

Figura 19: Imagens axiais comparativas, do mesmo experimento, ao nível do baço (setas).

As seqüências de imagens executadas tardiamente à injeção das NPMs demons-

traram que a meia vida biológica do fluido é longa. Na Figura 20 estão apresentadas as

imagens adquiridas com 20 minutos (imagem A) e 40 minutos (imagem B) após a injeção das

NPMs. Observa-se que praticamente não há variação da aparência do parênquima hepático se

comparadas as seqüências adquiridas nos três tempos pós-injeção (10, 20 e 40 minutos).

36

Figura 20:. Imagens axiais comparativas, ao nível do fígado. A: 20 min após a injeção de

0,92 mg/Kg de NPMs e B: 40 min após a injeção.

Para a dose de 0,46 mg/Kg, o tecido hepático apresentou regiões com moderado

hipossinal em seqüência T2 TSE, executada 10 minutos após a injeção das NPMs,

permanecendo outras regiões sem esse efeito, como pode ser visto na Figura 21. Esta

característica manteve-se nas seqüências tardias de 20, 30 e 40 minutos.

O fato de ter havido efeito de hipossinal também em músculos e gordura da parede

abdominal ainda deve ser investigado, já que esse efeito ocorre basicamente pela endocitose

das NPMs pelas células de defesa.

Figura 21:. Imagens axiais comparativas, ao nível do fígado. A: Sem agente de contraste e B:

10 min após a injeção de 0,46 mg/Kg de NPMs .

As ponderações sobre o aspecto e o grau de contrastação das imagens foi endossado

pelo médico radiologista. Os resultados encontrados são indicativos de que o efeito esperado

das NPMs no sistema fagocitário ocorreu.

37

4.1 ADMINISTRAÇÃO DE NPMs REVESTIDAS COM ÁCIDO OLÉICO

Nas Figuras 22 a 24 estão apresentadas as imagens de seqüências obtidas antes e

após a injeção de 1,82 mg/Kg de NPM revestidas com ácido oléico. Percebe-se que houve

perda de sinal no fígado, após a injeção. Como a perda de sinal não muito acentuada, algumas

estruturas vasculares ainda podem ser identificadas. Entretanto, o baço parece não ter sofrido

o mesmo efeito, ou seja, não apresentou diferença de sinal em relação à seqüência de controle

para essa dosagem.

Figura 22:. Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do fígado. A: sem agente de

contraste e B: 10 min após a injeção de 1,82 mg/Kg de NPMs .

Figura 23. Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do baço (setas). A: sem agente de

contraste e B: 10 min após a injeção de 1,82 mg/Kg de NPMs .

38

Figura 24. Imagens comparativas em T2, no plano coronal. As setas cheias marcam a

imagem do fígado e as setas pontilhadas, a imagem do baço. A: sem agente de contraste e B:

10 min após a injeção de 1,82 mg/Kg de NPMs .

O efeito de perda de sinal do fígado ficou mais acentuado para a dose de 3,6 mg/Kg,

conforme mostrado na Figura 25. Já o baço apresentou efeito moderado de perda de sinal,

nitidamente de forma menos intensa que o tecido hepático (Figura 26).

Figura 25. Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do fígado. A: sem agente de

contraste e B: 10 min após a injeção de 3,6 mg/Kg de NPMs .

Todas as imagens comparativas estão com as janelas de visualização (nível de brilho

e contraste) semelhantes, de forma a não haver comprometimento da análise em decorrência

deste fator.

39

Figura 26. Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do baço (setas). A: sem agente de

contraste e B: 10 min após a injeção de 3,6 mg/Kg de NPMs .

Para a aquisição de imagens em seqüência T1, a dose de 3,6 mg/Kg apresentou o

efeito de realce negativo do fígado (Figura 27). Entretanto, o baço foi apenas levemente

realçado (Figura 28).

Figura 27. Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do fígado (setas). A: sem agente de

contraste e B: 10 min após a injeção de 3,6 mg/Kg de NPMs.

Figura 28. Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do baço (setas). A: Sem agente de

contraste e B: 10 min após a injeção de 3,6 mg/Kg de NPMs.

40

Para a dose de 7,2 mg/Kg, o efeito de perda de sinal tanto hepático quanto esplênico

foram acentuados. O parênquima destes órgãos praticamente desaparece, conforme verificado

nas Figuras 29 (fígado) e 30 (baço).

Figura 29. Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do fígado. A: Sem agente de

contraste e B: 10 min após a injeção de 7,2 mg/Kg de NPMs.

Figura 30. Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do baço (setas). A: Sem agente de

contraste e B: 10 min após a injeção de 7,2 mg/Kg de NPMs.

Para a seqüência de imagens adquiridas em T1 TSE, a dose de 5,2 mg/Kg resultou

também na contrastação de fígado e baço, embora de forma menos acentuada que na

seqüência em T2 TSE. A Figura 31 mostra a comparação ao nível hepático para esta

seqüência enquanto que o efeito sobre o baço está evidenciado na Figura 32.

41

Figura 31. Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do fígado. A: Sem agente de

contraste e B: 10 min após a injeção de 7,2 mg/Kg de NPMs .

Figura 32. Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do baço (setas). A: Sem agente de

contraste e B: 10 min após a injeção de 7,2 mg/Kg de NPMs.

Conforme observado nas imagens obtidas, as NPMs revestidas com dextrana

resultaram em efeitos de hipossinal nas imagens hepáticas e esplênicas com menor dose

injetada, se estas imagens forem comparadas com o lote revestido com ácido oléico. Um dos

parâmetros que podem ter influenciado nos resultados é que as NPs revestidas com dextrana

são de natureza hidrofílica, enquanto que as NPs revestidas com ácido oléico são

hidrofóbicas. Considerando também que várias características físico-químicas variaram entre

os dois lotes, como PH, diâmetro médio e potencial zeta, é difícil determinar qual ou quais

fatores foram determinantes para as diferenças verificadas.

Os resultados da análise das imagens, realizada em conjunto com um médico

radiologista, com grande experiência em ressonância magnética, está resumido nas Tabelas 4

e 5, apresentadas a seguir.

42

Tabela 4: Níveis de perda de sinal em fígado e baço em relação às doses injetadas de NPMs

revestidas com dextrana

Dose Seqüência de

Imagem Fígado Baço

0,46 mg/Kg T1 TSE desprezível desprezível

T2 TSE moderado moderado

0,92 mg/Kg T1 TSE moderado moderado

T2 TSE acentuado fraco

1,82 mg/Kg T1 TSE fraco fraco

T2 TSE acentuado acentuado

Tabela 5: Níveis de perda de sinal em fígado e baço em relação às doses injetadas de NPMs

revestidas com ácido oléico

Dose Seqüência de Imagem Fígado Baço

1,82 mg/Kg T1 TSE fraco desprezível

T2 TSE moderado fraco

3,6 mg/Kg T1 TSE acentuado fraco

T2 TSE acentuado moderado

7,2 mg/Kg T1 TSE acentuado fraco

T2 TSE acentuado acentuado

Não houve uma eleição sobre qual o melhor nível diagnóstico de hipossinal, tendo

em vista que o presente trabalho não envolveu a aplicação de NPMs em animais com lesões a

serem diagnosticadas. Entretanto, as imagens que apresentaram um padrão entre moderado e

acentuado de perda de sinal certamente possuem melhores condições de evidenciá-las.

Em face aos efeitos observados, com evidente eficácia da aplicação de NPMs como

agente de contraste em imagens de ressonância magnética, fica claro que há espaço para que

outros trabalhos possam complementar os resultados deste, explorando aspectos que não

tenham sido contemplados.

43

5 CONCLUSÕES

No decorrer deste trabalho foram avaliados, através de imageamento por ressonância

magnética, os efeitos de perda de sinal de radiofreqüência das imagens dos órgãos do sistema

fagocitário de ratos, após a injeção de NPMs, comparativamente com as imagens obtidas

antes da injeção.

Fígado e baço apresentaram evidente efeito de contraste negativo (hipossinal),

principalmente em sequências T2 TSE, após a administração endovenosa de NPMs. Este

resultado implica que, em havendo lesões tumorais nesses órgãos, estas, por estarem

desprovidas de células fagocitárias, tornar-se-ão mais visíveis nas imagens de ressonância

magnética, facilitando a sua localização e, portanto, o diagnóstico.

Como o lote de NPMs revestido com dextrana apresentou melhor eficiência, ou seja,

produziu o efeito desejado com menor dose injetada, esta opção de revestimento mostra-se

mais favorável às aplicações em imagenologia ou, com as devidas funcionalizações, pode

servir a propósitos terapêuticos, carreando fármacos para os órgãos-alvo citados.

Portanto, ao comprovar a eficácia da aplicação diagnóstica de NPMs, sintetizadas e

caracterizadas em laboratórios nacionais, o presente trabalho evidencia o potencial que as

instituições brasileiras possuem de produzir soluções que hoje são do domínio apenas de

grandes laboratórios de empresas estrangeiras.

Os estudos toxicológicos e a administração das NPMs em ratos após a indução e

tumores hepáticos é um caminho natural a seguir em trabalhos futuros. Se tais estudos

apontarem que as NPMs do tipo que foram utilizadas neste trabalho possam ser aplicadas

também em seres humanos, a criação de um produto comercial poderia ser vislumbrada.

44

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48

ANEXO A

Caracterizações das NPMs efetuadas no laboratório de nanociências do

Centro Universitário Franciscano –UNIFRA.

PARTE 1: NANOPARTÍCULAS MAGNÉTICAS REVESTIDAS COM DEXTRANA

1.1. Potencial Zeta : -8,95 mV (Desvio padrão: 11 mV)

Figura A.1: Gráfico dos valores de potencial zeta

1.2. Índice de polidispersão (PDI): 0,27

1.3. PH: 6,6

1.4. O diâmetro médio, obtido após 3 medidas com 19 amostragens cada, foi de 76,12 nm

49

PARTE 2: NANOPARTÍCULAS MAGNÉTICAS REVESTIDAS COM ÁCIDO OLÉICO

2.1. Potencial zeta: -23,7 mV, com desvio padrão de 15,5 mV

1.5. Índice de polidispersão (PDI): 0,52

1.6. PH: 8,9

1.7. O diâmetro médio, obtido após 3 medidas com 19 amostragens cada, foi polimodal,

apresentando 3 picos com medidas de 48,6 nm, 98,2 nm e 607,7 nm. Essas medidas

corresponderam a 40,7%, 34,8% e 24,5%, respectivamente.

Equipamentos utilizados:

1) PHmetro, marca Digimed, modelo DM-22, fabricado por Digicron Analytical

2) Zetasizer, modelo Nano 2S, fabricado por Malvern Instruments

50

ANEXO B

Caracterizações das NPMs efetuadas no laboratório de Química da

Universidade Federal de Santa Maria.

Magnetita com Dextrana:

Fe = 6.537,4 mg L-1

ou 6,537 g L-1

Magnetita com Ácido Oleico

Fe = 6.461,4 mg L-1

ou 6,461 g L-1

Praticamente a mesma concentração de ferro nos dois.

PROCEDIMENTO:

As amostras foram preparadas da seguinte forma: em tubo de polietileno (Sarsted, 15

mL) foram adicionados 0,05 mL da amostra juntamente com 3 mL de HNO3 com

concentração 5 mol L-1

(MERCK, bidestilado) e aquecido em forno de microondas (5 vezes

de 10 segundos cada, com intervalo de 30 segundos para esfriar). Após as soluções foram

aferidas a 5 mL com água purificada em sistema Milli-Q®.

A técnica utilizada para a determinação do ferro foi espectrometria de emissão óptica com

plasma indutivamente acoplado (ICP OES, Spectro Ciros CCD, Spectro Analytical

Instruments), utilizando a linha 259,941 nm. A operação do equipamento foi conforme

instruções do fabricante.

51

ANEXO C

Caracterizações das NPMs efetuadas no laboratório de Química da

Universidade Federal Goiás.

- Difratograma de Raio X da PM do FMAO-AO ( antes do revestimento)

20 30 40 50 60 70

0

50

100

150

200

250 (Fe2

O4

)

(422)

(440)(511)

(400)

(311)

(220)

Inte

nsity

(2 ) Degree

- Curva de magnetização do FMAO-AO (Amostras já revestidas feitas em triplicata)

- Espectro de Infra vermelho do FMAO-AO