Os estudos de biopolímeros e sua utilização em diversas áreas da medicina têm evoluído significantemente nas últimas décadas. Dentre os mais conhecidos e atualmente mais empregados estão o polimetilmetacrilato, o polietileno e o silicone, amplamente utilizados na medicina em geral e na ortopedia e traumatologia em particular. Cada um deles apresenta características peculiares, adequadas a um tipo determinado de uso, mas nenhum está inteiramente isento de complicações(1,2,3).
O silicone é um derivado petroquímico biocompatível, sendo o principal componente de próteses mamárias, próteses de uso em cirurgia plástica na face, próteses articulares para a mão e outras. Já é conhecido o fato de que ele libera partículas, que tanto podem produzir sinovite local nas pequenas articulações da mão, como acometer órgãos distantes como o baço, fígado e linfonodos(2). Os efeitos dessas "metástases" de silicone não são ainda inteiramente conhecidos.
Um dos implantes de silicone mais largamente utilizados são os espaçadores de tendão(1), de grande importância para a reconstrução do aparelho flexor digital em dois tempos. Estes são indicados para os casos de perda decorrente de traumatismos graves, ressecções tumorais e infecções. Hunter(4), já em 1936, idealizara essa operação, cujo tempo mais importante é o primeiro, em que o espaçador de tendão de dimensões adequadas é deixado ao longo do leito de deslizamento do aparelho flexor, sobre ele sendo reconstruídas as polias digitais. Foram utilizados espaçadores confeccionados com uma resina denominada celoidina (celulóide), cujos resultados não foram os esperados. Basset e Carroll, em 1963(5), introduziram os espaçadores feitos de borracha de silicone, que demonstraram sua maior aplicabilidade e atuação no desenvolvimento de neobainha. Farkas et al(6), em 1973, mostraram a efetiva formação de "pseudobainha" em diferentes fases de maturação, com áreas de tecido neoformado semelhantes ao normal, ao redor do espaçador de silicone.
Defino et al(7) utilizaram tubos de silicone (Silastic®) à guisa de espaçadores na reconstrução da polia A2 do dígito anular de cães e demonstraram o desenvolvimento de processo inflamatório transitório de intensidade variável, principalmente na interface do espaçador com a polia, nas primeiras quatro semanas de pós-operatório. Por volta da 16a semana, o processo inflamatório cedeu e, em seguida, houve a formação de uma neobainha composta por uma camada de células mesoteliais, com prováveis propriedades secretoras, ao redor do espaçador. Ao mesmo tempo, o implante utilizado para reconstruir a polia mostrava evidente degeneração, com diminuição das fibras colágenas e da espessura. A formação da neobainha foi atribuída ao contato com o espaçador.
Portanto, apesar do uso intensivo dos biopolímeros já existentes, o desenvolvimento de novos materiais que possuam pelo menos as mesmas características de biocompatibilidade, disponibilidade, versatilidade, baixa toxicidade e baixo custo, mas com menos complicações, têm gerado diversas frentes de pesquisa. Nesse contexto, as poliuretanas de origem vegetal preenchem muitos destes requisitos, como a processabilidade, flexibilidade de formulação, versatilidade e baixo custo(8), além de fácil obtenção em países agroindustriais como o Brasil. Estudos recentes utilizando novo polímero (poliéster formado por três moléculas do ácido rinoleico - C18O3), derivado do óleo extraído das sementes da mamona (Ricinus communis), demonstraram sua biocompatibilidade(3,7,8), além de prováveis características de osteoindução, osteocondução(3) e ausência de reações sistêmicas, infecção e reação inflamatória(8).
Os espaçadores de tendão, provavelmente, ainda serão empregados por longo tempo, até que surja alguma outra alternativa, mas, tanto quanto se conhece, nenhum outro tipo de biopolímero foi empregado para confeccioná-los. Por outro lado, o polímero da mamona parece ser opção viável para esse fim.
O objetivo deste trabalho foi utilizar o polímero da mamona na confecção de um espaçador de tendão e, em seguida, testá-lo quanto à biocompatibilidade, implantando-o no canal flexor digital de coelhos, comparando as reações teciduais com aquelas causadas por um implante semelhante confeccionado de silicone, segundo o Protocolo de Normatização de Pesquisas em Biomateriais, Normas ISO-10993.6(9) e ASTM F763-87, F754-88 e F748-91(10).
MATERIAL E MÉTODOS
Foram utilizados 12 coelhos adultos, fêmeas, não prenhes, da raça Nova Zelândia, de aproximadamente 2.000-2.500g, divididos em seis grupos de dois animais, conforme o período pós-operatório (tabela 1), como recomenda o protocolo da Norma ISO e ASTM.
Os implantes de borracha de silicone (Silastic®) foram adquiridos comercialmente e os de biopolímero da mamona foram produzidos na Escola de Engenharia de São Carlos, Laboratório de Química Analítica e Tecnologia de Polímeros, ambos na forma de bastões com 20mm de comprimento e 1,5mm de diâmetro (figura 1a), compatíveis com as dimensões do tendão flexor profundo ressecado, conforme aferição prévia. Os implantes eram acondicionados em envelopes individuais e esterilizados em óxido de etileno, conforme a rotina hospitalar. Ficou estabelecido que o implante de biopolímero da mamona seria implantado na pata dianteira direita e o de borracha de silicone, na pata dianteira esquerda.
Procedimento cirúrgico
Os animais eram operados sob anestesia geral com injeção endovenosa de tiopental (Nembutal®, 5mg/kg de peso) complementada com bloqueio de anestésico local na base do dedo (cloridrato de lidocaína a 2%, sem vasoconstritor, 1ml). As patas dianteiras eram preparadas da maneira rotineira (tricotomia, anti-sepsia com solução alcoólica de polivinilpirrolidona a 10%, garroteamento e paramentação dos campos operatórios). O aparelho flexor digital do terceiro dedo era abordado por incisão longitudinal na face volar. A dissecção prosseguia pelo tecido celular subcutâneo e fascial até a bainha digital, que era parcialmente aberta (figura 1b). O tendão flexor profundo era isolado pela abertura da bainha e ressecado num segmento de cerca de 30mm, pela desinserção da falange distal e secção proximal, cuidado extremo sendo tomado para não lesar as polias A2 e A4 (figura 1c). O implante era então inserido de proximal para distal, passando sob pressão por sob as polias, não tendo sido considerado necessário suturá-lo no leito. O implante de borracha de silicone era implantado na pata esquerda e o de biopolímero da mamona, na direita (figura 1d). O garrote era liberado, a ferida lavada com solução fisiológica, a pele suturada com pontos simples isolados de fio monofilamento (náilon 4/0) e a pata envolvida num curativo levemente compressivo. A mesma seqüência era repetida na pata contralateral. Todos os animais receberam antibioticoterapia profilática por meio de uma injeção intramuscular de penicilina benzatina (600.000 UI) e penicilina procaína (100.000UI/kg/dia), imediatamente após o procedimento.
Preparo do material histológico
Ao final do período de observação pós-operatória estabelecido para cada grupo, os animais eram sacrificados com dose letal de tiopental. Os dígitos operados eram ressecados, sendo removida toda a pele com o tecido celular subcutâneo, e imersos em álcool absoluto por período de oito horas. As falanges eram, então, removidas, permanecendo somente o bloco formado pelas partes moles, que compreendiam o leito de deslizamento do tendão com a bainha neoformada e o implante (figura 2). Esse tecido era em seguida colocado para fixação em solução de formol a 10% por no mínimo 72 horas e incluído em blocos de parafina para obtenção dos cortes histológicos. Foram obtidos cortes axiais de 7µm de espessura, montados em lâminas de vidro convencionais e corados pelo método da hematoxilina-eosina (HE). Os cortes foram examinados em microscópio de transmissão de luz, tendo sido obtidas fotomicrografias de todos eles para análise e comparação. Os parâmetros analisados foram: 1) tipo e intensidade da reação inflamatória local; 2) proliferação fibroblástica; 3) intensidade da proliferação celular; e 4) revestimento interno da neobainha. A análise desses parâmetros foi, primeiro, descritiva e, depois, avaliada semiquantitativamente, sendo atribuídas cruzes, de zero a três, conforme a intensidade da resposta.
RESULTADOS
Aspectos gerais
Dos 22 animais operados, três morreram (dois do grupo de 28 dias e um do grupo de 32 semanas) antes de completar o período pós-operatório preestabelecido no protocolo, devido a infecção respiratória adquirida já na primeira semana, não tendo sido aproveitado o material para estudo. Num animal do grupo de 16 semanas ocorreu infecção profunda pós-operatória, com completo acometimento da pata direita (implante de silicone) e destruição de todo o tecido formado (tabela 2).
Análise histológica
A análise histológica mostrou que os animais, nas duas primeiras semanas após a implantação dos espaçadores de silicone e do biopolímero da mamona, apresentaram processo inflamatório crônico inespecífico e exsudativo. Num dos animais (grupo de 14 dias, com implante de silicone) houve deposição de fibrina na face interna da bainha neoformada.
Com 56 dias, o processo flogístico estava resolvido e um processo de fibrose, às vezes com áreas de metaplasia condróide, desenvolveu-se ao redor dos espaçadores, delimitando um espaço bem definido, lembrando uma neobainha. Foi possível, em alguns casos, observar a presença de um epitélio, do tipo sinovial, revestindo internamente o túnel. Nos períodos pós-operatórios mais longos, principalmente após a oitava semana, houve diminuição da resposta inflamatória, que se tornou praticamente nula ao final de 32 semanas, tanto com o implante de silicone, como com o de biopolímero da mamona.
Com relação à proliferação fibroblástica, a resposta foi mais intensa nas duas primeiras semanas de pós-operató-rio, para o implante de biopolímero da mamona, não tendo sido mais encontrada nos grupos subseqüentes.
Foram observados focos de reação granulomatosa, do tipo corpo estranho, nas partes moles adjacentes, decor-rentes da presença de pêlos do próprio animal. Com relação à formação de neobainha, não houve diferença entre os implantes (figuras 3 e 4).
DISCUSSÃO
As reconstruções em dois tempos do canal de deslizamento do tendão flexor fazem parte do arsenal terapêutico utilizado em procedimentos de salvamento das lesões graves do aparelho flexor digital da mão. A utilização de espaçadores de borracha de silicone, que têm a finalidade de manter aberto o canal digital e possibilitar a formação de uma nova bainha sinovial e o uso posterior de um enxerto de tendão, já foi intensamente estudada, sendo hoje de uso rotineiro em humanos. A proposta de utilizar um novo material, que substitua os implantes atualmente empregados, tem como finalidade criar novas opções, com o intuito de diminuir possíveis reações adversas para o paciente e disponibilizar implantes de menor custo, com tecnologia nacional.
O biopolímero da mamona aparece atualmente como uma opção viável para preencher estas premissas, tendo em vista os diversos trabalhos publicados com a sua utilização em modelos experimentais, sendo seus resultados animadores, principalmente no aspecto da biocompatibilidade. Desenvolvido no país, com tecnologia de baixo custo, tem potencial para passar a ser de uso rotineiro, depois de estudos mais detalhados sobre suas propriedades físicas e mecânicas.
A escolha do modelo experimental para este estudo foi baseada na semelhança anatômica entre os aparelhos flexores dos humanos e dos coelhos, tornando este um animal adequado para esse tipo de pesquisa, além de ser de fácil obtenção e manejo. A utilização de um implante de cada tipo em cada uma das patas dianteiras do animal teve a finalidade de observar a resposta de um mesmo animal aos dois, tornando os resultados mais confiáveis. A divisão em grupos de 14, 28, 56 dias; 16 e 32 semanas de pós-operatório, bem como o número de dois animais por grupo, foram baseados na Normatização de Pesquisas com Biomateriais.
A análise da resposta tecidual aos implantes feitos com os dois biopolímeros parece ser, na realidade, uma etapa inicial de um estudo mais extenso sobre viabilidade do biopolímero da mamona, pois a da borracha de silicone já está bem estabelecida. Apesar de estudos como o de Ohara et (8) e Ignácio et al(3) apresentarem resultados animadores com relação à biocompatibildade do material e às baixas respostas inflamatórias à poliuretana da mamona, quando implantada em segmentos ósseos, nenhum estudo havia sido feito utilizando o biopolímero da mamona para formar uma nova bainha no canal de deslizamento dos tendões.
Os resultados obtidos mostraram que a resolução do processo inflamatório foi semelhante com os dois materiais, principalmente após as duas primeiras semanas de pós-operatório. Semelhante aos demais trabalhos que utilizaram o biopolímero da mamona(3,8), este estudo não identificou a formação de granulomas do tipo de corpo estranho, decorrentes do implante, mas sim devidos à presença de pêlos do animal nas partes moles adjacentes.
A proliferação fibroblástica é decorrente tanto da permanência do processo inflamatório, pela presença de mediadores inflamatórios (interleucinas tipo 1) e de substâncias tóxicas produzidas nos tecidos (proteases, metabólitos do oxigênio, etc.), como da entrada de células como os linfócitos e monócitos, que acabam por levar à lesão tissular progressiva. Os achados histológicos deste estudo mostraram proliferação fibroblástica semelhante em ambos os grupos, com pequenas diferenças individuais que, pela inespecificidade, podem ser atribuídas às variações do próprio trauma cirúrgico.
Houve a formação de verdadeira neobainha ao redor dos implantes, tanto de silicone (figura 3) como de biopolímero da mamona (figura 4), com características histológicas semelhantes. Em alguns casos foi possível identificar a formação de epitélio, composto por células do tipo sinovial, revestindo a parede interna da neobainha.
Em resumo, os achados mostraram que tanto a resolução do processo inflamatório como a manutenção do túnel digital e formação da neobainha foram semelhantes para ambos os materiais, permitindo concluir que, apesar da reação inflamatória inicial um pouco mais intensa, o biopolímero da mamona é um material com bom potencial para aplicação na confecção de espaçadores de tendão, nos moldes daqueles confeccionados com borracha de silicone.
1. Eskeland G., Eskeland T., Hovig T., Teigland J.: The ultrastructure of normal digital flexor tendon sheath and of the tissue formed around silicone and polyethylene implants in man. J Bone Joint Surg [Br] 59: 206212, 1977.
2. Jozsa L., Renner A., Frenyo S.: Silicone-induced synovial and osseal granuloma following metacarpophalangeal and carpal arthrosplaty. Zentralbl Pathol 139: 313-319, 1993.
3. Ignácio H., Mazzer N., Barbieri C.H.: Uso da poliuretana derivada do óleo de mamona para preencher defeitos ósseos diafisários segmentares de rádio. Estudo experimental em coelhos. Rev Bras Ortop 32: 815-821, 1997.
4. Hunter J.M., Salisbury R.E.: Use of gliding artificial implants to produce tendon sheaths. Plast Reconstr Surg 45: 564-572, 1970.
5. Basset C.A.L., Carroll R.E.: Formation of tendon sheath by silicone-rod implants. J Bone Joint Surg [Am] 45: 4: 884-885, 1963.
6. Farkas L.G., McCain W.G., Sweeney P., et al: An experimental study of the changes following silastic rod preparation of new tendon sheath and subsequent tendon grafting. J Bone Joint Surg [Am] 55: 1149-1158, 1973.
7. Defino H.L.A., Barbieri C.H., Velludo M.A.: The fate of tendon graft used to reconstruct the digital annular pulleys. J Hand Surg [Br] 16: 4046, 1991.
8. Ohara G., Kojima K.E., Rossi J.C., et al: Estudo experimental da biocompatibilidade do polímero poliuretano da mamona implantada intraóssea e intra-articular em coelhos. Acta Ortop Bras 3: 62-68, 1995.
9. Norma ISO 10993-6: Biological Evaluation of Medical Devices, 1994.
10. Normas ASTM F763-1987, ASTM F754-1988 e F748-1991.
