A reação da interface tecido-implante ainda continua sendo assunto não totalmente esclarecido(4). Por essa razão, ainda nos dias atuais continua-se pesquisando sobre os materiais de uso prático diário(6,8,14,19,20) .
Atualmente, temos à disposição grande variedade de tipos de implantes para a utilização clínica, reparação de fraturas ou para a substituição das articulações lesadas.
A interface entre o implante e o tecido hospedeiro constantemente se modifica e se remodela, variando de acordo com o tempo de contato e tipo de implante.
O presente trabalho experimental visa avaliar as reações teciduais intra-ósseas do titânio recoberto por hidroxiapatita.
MATERIAL E MÉTODO
No presente trabalho, foram operados 18 coelhos adultos da raça New Zealand, de linhagem não isogênica (fig. 1). Os animais foram mantidos em biotério e isolados, para evitar canibalismo.
Os implantes, preparados exclusivamente para este estudo, consistiam em agulhas cilíndricas de 2,0mm x 30mm. O material utilizado na confecção das agulhas foi titânio, alumínio 6% e vanádio 4%. As agulhas eram revestidas de hidroxiapatita.
O ato cirúrgico consistiu na colocação das agulhas cilíndricas revestidas de hidroxiapatita na medular das tíbias (fig. 2).
A anestesia foi realizada com Rampun (0,2ml/kg), com KetaIar (5m/kg) intramuscular em bolo e éter, con-forme necessidade transoperatória. Após a anestesia, o local da abordagem cirúrgica era tricotomizado. A antisepsia era realizada com iodofor aquoso 1%.
Todo o material cirúrgico e os implantes foram previamente esterilizados.
A técnica cirúrgica obedeceu aos preceitos convencionais: incisões pequenas e trauma cirúrgico o menor possível. A incisão na perna era parapatelar medial e a agulha era introduzida na medular pelo platô tibial, após pequena perfuração com broca. As suturas foram realizadas com mononáilon 3-0.
No pós-operatório, os coelhos receberam dieta com cefalosporina durante 48 horas. Todos foram radiografados no dia do sacrifício, que foi realizado em tempos diferentes: 30, 60, 90 e 120 dias em grupos de 5, 4, 5 e 4, respectivamente (tabela 1).
Para a retirada do implante tibial, a perna era desarticulada ao nível do joelho. Após a fixação, as tíbias eram seccionadas longitudinalmente. A agulha de titânio com hidroxiapatita era removida. As peças ósseas eram subseqüentemente descalcificadas em solução de ácido nítrico a 10%, durante 24 horas. Após esse procedimento, eram realizados cortes seriados transversais para inclusão em parafina, microtomia e coloração pela hematoxilina-eosina. Os cortes histológicos foram estudados ao microscópio óptico convencional.
RESULTADOS
A avaliação dos resultados foi feita através das análises histológica e radiológica em tempos diferentes.
1) Achados anatomopatológicos
Exame macroscópico
As agulhas foram retiradas da medular da tíbia com alguma resistência, deixando a descoberto leito de tecido cinzento e duro.
Exame microscópico
Basicamente, observou-se a formação de cápsula de tecido ósseo circunscrevendo a agulha implantada na tíbia. Pequenas variações foram observadas de acordo com o período estudado, como discriminado abaixo:
Trinta dias de pós-operatório - Formação de cápsula de tecido ósseo imaturo, sem estruturação lamelar, rica em osteócitos e constituída de trabéculas com osteoblastos em volta. Não se observou material condróide (fig. 3).
Sessenta dias de pós-operatório - Ocorreu formação de cápsula de osso imaturo com esboço lamelar, com focos de granuloma tipo corpo estranho, caracterizada por células histiocitárias mono ou multinucleadas (gigantócitos do tipo corpo estranho), com material preto, presumivelmente hidroxiapatita fagocitada (fig. 4).
Noventa dias de pós-operatório - Houve formação de cápsula de osso lamelar, ora englobando material preto (presumivelmente hidroxiapatita), ora com componente fibroso e colagenizado, contendo reação histiocitária com fagocitose do mesmo material, com características semelhantes ao grupo anterior (fig. 5).
Cento e vinte dias de pós-operatório - Formação de cápsula de osso lamelar (maduro), englobando tecido fibroso com reação histiocitária, com fagocitose de material preto, semelhante ao observado nos dois grupos precedentes. Neste grupo, constatou-se maior grau de maturidade óssea e quantidade celular do que nos grupos anteriores.
2) Achados radiológicos
Do ponto de vista radiográfico, as imagens de 30 e 60 dias não mostraram alterações radiopacas ou radiolúcidas em torno das agulhas cilíndricas.
Nos coelhos sacrificados com 90 dias de pós-operató-rio, observamos perfeita aderência dos cilindros de titânio ao osso medular. Em alguns casos, observava-se osteocondensação, principalmente nas extremidades do implante (fig. 6).
Após 120 dias, as imagens radiográficas mostravam todos os cilindros perfeitamente rodeados de osso mais radiopaco do que o osso medular. Na extremidade dos implantes, havia tendência de corticalização do osso medular (figs. 7 e 8).
DISCUSSÃO
O implante ideal para uso em definitivo no corpo humano deve ser quimicamente inerte, isto é, que não tenha suas propriedades físicas alteradas pelos fluidos teciduais. Deve ser biocompatível, não ocasionando reação inflamatória tipo corpo estranho. Não deve ser carcinogênico, nem alogênico e deve fornecer resistência mecânica às solicitações impostas(16).
A biocompatibilidade é condição essencial para o uso de qualquer material de implante(8,18). Pavon(22) classifica como material biocompatível aquele que não desencadeia reações nocivas nem para si, nem para os tecidos hospedeiros e nem para seus produtos de degeneração.
O padrão de reação tecidual pode variar desde simples reação fibrosa até grande reação com presença de tecido de granulação. Os tecidos reagem ao material estranho com a formação de cápsula fibrosa. A espessura da reação será proporcional à quantidade e à toxicidade dos produtos implantados.
A mobilidade entre o implante e o tecido hospedeiro poderá determinar maior reação. Se o material permanecer móvel e for inerte, a reação não deverá ultrapassar uma membrana fibrosa praticamente monocelular(l3).
Schatzker & col. (25) compararam parafusos fixos ao tecido ósseo com outros passíveis de mobilidade. Os parafusos fixos ao osso foram envoltos por neoformação óssea, enquanto os outros foram cercados por tecido fibroso. A típica resposta de um material biocompatível inclui um processo inflamatório agudo não específico, seguido após dias ou semanas de um tecido benigno de encapsulação (3,9,16).
As ligas de titânio recebem hoje especial atenção como material de implante devido a excelentes propriedades mecânicas, resistência à corrosão, biocompatibilidade e módulo de elasticidade menor do que o aço inoxidável e a liga de cromocobalto(3,11,23,24,27).
Harris (12) refere que o titânio é o material mais biocompatível e resistente à corrosão de todos os materiais em uso nos dias de hoje. A reação dos tecidos na presença do titânio, e quando não há débris de desgaste, é mínima, tanto em seres humanos quanto em animais. A reação tecidual que ocorre pode ser considerada extrema-mente benigna. A fibrose encontrada e menor do que se pode observar em qualquer outro material(17).
A liga de Ti6A14V possui ótima biocompatibilidade. Isso quer dizer máxima resistência à corrosão e máxima tolerância por parte dos tecidos. As reações eletroquímicas (desprendimento de íons metálicos) são praticamente nulas (10). Essa liga possui a máxima resistência à rotura, à deformação e à fadiga. Curiosamente, o titânio, como elemento puro, é um material ''blando e dútil", com pequena resistência e deformação. Entretanto, tratado em condições especiais e formando ligas com alumínio e vanádio, na proporção de 6% e 4%, respectivamente, adquire resistência consideravelmente superior ao aço e ao alumínio, em igualdade de volume e peso (tabela 2). Isso pode ser confirmado na prática, em que a fratura do componente femoral das próteses de titânio é extremamente rara (10,12).
O módulo de elasticidade do titânio é relativamente baixo (E = 110.000N/mm2). É o mais baixo dos metais. Sua elasticidade é o dobro da de ligas de cromo-cobalto e quatro vezes menos elástico do que a cortical óssea. É um material de extrema dureza e isso só pode ser compartilhado com as cerâmicas. Essa característica confere a capacidade ímpar para abrir caminho no tecido ósseo quando forjado como lâmina cortante (10,26).
Os conceitos de crescimento ósseo para fixação de implantes e transferência mecânica de esforços foram sedimentados nas décadas de 70 e 80 com inúmeros trabalhos(2,5,11,12,19) . Os materiais porosos para fixação biológica incluem metais, cerâmicas e polímeros, isoladamente ou em combinação. Os materiais mais largamente utilizados na atualidade são a liga de cromo-cobalto com microesferas e as ligas de titânio com microesferas, rede metálica ou plasma.
O tamanho do poro metálico é determinado primariamente pelo número das microesferas e pode variar de 20 a 800 micrômetros. Quando o tamanho do poro e menor do que 50 micrômetros, o crescimento do tecido fibroso ocorre preferencialmente ao crescimento ósseo. Se os poros forem maiores do que 400 micrômetros, a resistência da fixação diminui acentuadamente. O poro ideal para rápida fixação e resistência deverá possuir de 100 a 400 micrômetros(5,10-12,15,24) .
Anderson & col. (1), em 1984, descreveram o crescimento ósseo ao redor do material, quando poroso, através de estudo experimental em cães, com diferentes implantes. Após seis meses, verificaram crescimento de vasos sem células inflamatórias na interface. Qualitativamente, a resposta foi idêntica nos poros de titânio e no carbono pirolítico LTI; quantitativamente, porém, 73,7% e 69,6% dos poros de carbono LTI e titânio, respectivamente, foram cobertos por osso.
Trabalhos recentes indicam que a hidroxiapatita aderida à superfície metálica pelo processo de plasma spray pode oferecer precoce e resistente fixação do implante ao osso(7,21).
Oonishi & col. (21), em 1989, testaram implantes porosos de Ti6A14V, com ou sem revestimento de hidroxiapatita. A força de aderência ao osso das amostras com hidroxiapatita era quatro vezes maior do que a das outras, após duas semanas, e duas vezes mais potente após seis semanas. Doze semanas depois da implantação, esses índices eram similares. Concluíram que a superfície porosa com hidroxiapatita oferece precoce e maior fixação do implante ao osso. Sua pesquisa revelou que a invasão óssea no implante com hidroxiapatita de sete dias de evolução se equipara à invasão óssea de três semanas sem hidroxiapatita.
O presente estudo visa principalmente verificar os comportamentos biológico e radiológico do material de implante na medula óssea de coelhos.
Os achados revelados em 30, 60, 90 e 120 dias são similares aos descritos por Oonishi. Existe no decorrer do tempo progressiva formação de osso na interface implante-hospedeiro. O osso inicialmente imaturo se torna lamelar e maduro à medida que o tempo progride. Não foram realizados testes mecânicos, mas a formação de osso na interface induz a pensar que a fixação evidentemente deve ser maior do que quando cresce material fibroso na interface. A reação tipo corpo estranho também foi encontrada (histiócitos, células gigantes), provavelmente desencadeada por grânulos de hidroxiapatita liberados da cobertura do implante.
Do ponto de vista radiográfico, todos os casos mostraram boa aceitação do implante. Nenhum caso evoluiu, ao estudo radiológico, com o aparecimento de imagens lacunares, reabsorção óssea ou radioluscência. A medida que o tempo evolui, a radiopacidade aumentava em torno do implante. Aos 120 dias, alguns mostravam verdadeira corticalização da medular junto as pontas do cilindro.
CONCLUSÕES
Após análises histológica e radiológica da reação do osso ao implante de titânio (Ti6A14V) em coelhos, chegamos as seguintes conclusões:
1) Houve progressiva formação de tecido ósseo imaturo ao redor do implante à medida que o tempo transcorreu;
2) Houve formação de tecido ósseo maduro ao redor do implante entre 90 e 120 dias;
3) Houve formação de reação tipo corpo estranho, com presença de células gigantes e histiócitos;
4) Radiologicamente, a radiopacidade em torno do implante foi progressiva à medida que o tempo transcorreu.
AGRADECIMENTOS
A Sra. Iara Tarabini pelo meticuloso e exaustivo trabalho de preparo das lâminas. O material de implante (liga de titânio - Ti6A14V ELI) e as especificações do mesmo foram forneci-das pela Baumer SA.
Barbos, M.P.: Bone ingrowth into madreporic prostheses. J Bone Joint Surg 70: 85-88, 1988.
Beder, D.E. & Eade, G.: An investigation of tissue tolerance to titanium metal implants in dogs. Surgery 39:470473, 1956.
Boyan, B., Schepers, E., Yasnamuro, J. T., Wilson, J. & col.: Bio-active glasses, aluminum oxide and titanium. Ann N Y Acad Sci
2: 262-267.
Cameron, H.U., MacNab, I. & Pilliar, R. M.: A porous metal system for joint replacement surgery. Int J Artif Organs 1: 104-109, 1978.
Cohen, J.: Tissue reactions to metals. The influence of surface finish. J Bone Joint Surg [Am] 43:687, 1961.
Ducheyne, P., Hench, L. L., Kagan A. II & col.: Effect of hydroxyapatite impregnation on skeletal bonding of porous coated implants. J Biomed Mater Res 14:225-237, 1980.
Emnéus, H.: Some aspects of osteosynthetic materials as a foreign body. Acta Orthop Scand 38:368, 1967.
Escalas, F., Galante, J. & Rostoker, W.: Biocompatibility of material for joint replacement. J Biomed Mater Res 10: 175-195, 1976.
10. Gachter, A. & Galante, J.: Tiranium-fiber-metaI. Hirexperimentele und Kliniche untersuchungen. Morscher. Die zementlose fixation von huftendoprothesen. Springer-Verlag, Berlin, 1983.
Galante, J., Rostoker, W., Lueck, R. & Ray, R. D.: Sintered fiber metal composites as a basis for attachment of implants to bone. J Bone Joint Surg [Am] 53: 101-114, 1971.
Harris, W.: Long-term biocompatibility of fiber titanium composites, in Advanced concepts in total hip replacement, New Jersey, Slack, 1985. p. 161-178.
Henrichsen, E., Jansen, K. & Krogh, P. W.: Experimental investigation of the tissue reaction to acrylic plastics. Acta Orthop Scand
22: 141, 1953.
Homsy, C. A.: Biocompatibility in selection of materials for implantation. J Biomed Mater Res 4: 341, 1970.
Klawitter, J. J.: Application of porous ceramics for the attachment of bearing internal orthopaedic applications. J Biomed Mater Res 2: 161, 1971.
Laing, P. G.: Compatibility of biomaterials. Orthop Clin North Am 4:249-273, 1973.
Laing, P. G., Fergunson, A.B. & Hodge, E. S.: Tissue reaction in rabbit muscle exposed to metallic implants, J Biomed Mater Res
1: 135-149, 1967.
Leindholt, J.D. & German, H. A.: Teflon hip protheses in dogs. J Bone Joint Surg [Am] 47; 1414, 1965.
Merrit, K. & Brown, S. A.: Tissue reaction and metal sensitivity. An animal study. Acta Orthop Scand 51:403, 1980.
Newman, P.M. & Scales, J. J.: The unsuitability of polythene for movable weight-bearing prostheses. J Bone Joint Surg [Br] 33:392, 1951.
Oonishi, H., Yamamoto, M., Tsuji, E., Kushitani, S., Aona, M. & Ukon, Y.: The effect of hydroxiapatite coating on bone growth into porous titanium alloy implants. J Bone Joint Surg [Br] 71: 213-216, 1989.
Pavon, S. J.: Implantes metálicos en traumatologia y ortopedia, Buenos Aires, Ed. Médica Panamericana, 1975.
Rae, T.: A study on the effects of particulate metals of orthopaedic interest on murine macrophages in vitro. J Bone Joint Surg [Br] 57:444-450, 1975.
Sarmiento, A., Zych, G. A., Latta, L.L. & Tarr, R. R.: Clinical experiences with a titanium alloy total hip prothesis: a posterior approach. Clin Orthop 144: 166-173, 1979.
Schatzker, J., Sanderson, R. & Murnaghan, J .P.: The holding power of orthopaedic screws in vivo. Clin Orthop 108: 105, 1975.
Semlitsch, .M. & Willert, H .G.: Biomaterialien fur implantate in der ortophadischen chirurgie. Medizintechnik 3:22-72, 1981.
Solar, R. J., Pollack, S.R. & Korostoff, E.: In vitro corrosion testing of titanium surgical implant alloys: an approach to understanding titanium release from implants. J Biomed Mater Res 13: 217-250, 1979.
