Biomateriais e suas aplicações na Cirurgia da Coluna

Carlo Bellabarba, Sohail K. Mirza, Jens R. Chapman

Grandes avanços no campo dos biomateriais provavelmente virão revolucionar

a maneira como serão tratadas as doenças da coluna vertebral. Desde o uso inicial do

aço inoxidável como mecanismo de fixação, nossa compreensão dos mecanismos

patomecânicos e dos efeitos mecânicos e fisiológicos da instrumentação da coluna

inspiraram a progressão do desenvolvimento de implantes com materiais mais

versáteis e biocompatíveis. Desenvolvimentos nos campos da química dos polímeros,

da cerâmica e da metalurgia transformaram o horizonte da instrumentação vertebral.

As propriedades complementares de várias substâncias podem ser exploradas por

meio do uso de materiais compostos.

Entretanto, as demandas impostas sobre os biomateriais são de tal ordem que

nenhum implante vertebral atualmente disponível se ajusta ao desafio de associar-se

às necessidades mecânicas e, ao mesmo tempo, integrar-se de maneira completa ao

meio fisiológico e biomecânico. O implante ideal seria aquele completamente

biocompatível e não ferro-magnético e deveria oferecer o grau de estabilidade

necessário por um período de tempo apropriado, sem alterar o meio; deveria ser

invisível às técnicas de imagem convencionais e deveria desaparecer quando sua

presença não fosse mais necessária. Deveria consistir em materiais abundantes e

baratos, cujo processo de manufatura fosse fácil. Nenhum dos vários materiais de

implante atualmente disponíveis, descritos aqui, são capazes de atender a tais

critérios. As vantagens e desvantagens de cada um serão discutidas neste capítulo.

VISÃO GLOBAL SOBRE AS LIGAS QUÍMICAS

Basicamente os biomateriais são diferenciados pela natureza das ligas químicas entre

os seus respectivos átomos que proporcionam às bases para a compreensão das

propriedades individuais de cada material.

Ligas Metálicas

Aço Inoxidável, Titânio e Tântalo

Os metais consistem em núcleos atômicos carregados positivamente em arranjos

firmes associados a elétrons livres ao seu redor. A alta densidade desses materiais,

bem como sua maleabilidade, ou seja, a capacidade de se deformar sem sofrer

quebra, se deve à liberdade de seus átomos para se associarem entre si (ou seja, a

falta de direcionamento da liga). Ela também permite a incorporação de elementos

adicionais na estrutura cristalina do metal. O fluxo livre relativo dos elétrons

circundantes responde pela alta condutividade térmica e elétrica.

Ligas Covalentes

Polímeros e Moléculas Biológicas

As ligas que compõem essas longas cadeias de moléculas de carbono diferem das ligas

metálicas previamente descritas, uma vez que são altamente direcionadas, pois os

elétrons são mantidos e fixados em órbitas entre núcleos vizinhos, tendo, portanto,

uma orientação preferencial. Esta restrição imposta ao fluxo de elétrons impede sua

capacidade condutiva, fazendo desses materiais isolantes efetivos.

As forças de Van der Waals, ligas fracas de hidrogênio que unem cadeias

individuais entre si, são igualmente importantes para estabelecer as propriedades

desses materiais feitos de polímeros. Essas ligas mais fracas permitem que cadeias

individuais se desloquem entre si, respondendo pela deformação plástica observada

quando esses materiais são submetidos à força.

Os polímeros são geralmente organizados em colunas com cadeias laterais, cuja

estrutura e complexidade têm profunda influência nas suas propriedades físicas, a

maior das quais é exercida pelo peso molecular da cadeia de polímero.

Ligas Iônicas

Cerâmicas

Cerâmicas são definidas como moléculas altamente estruturadas compostas por

íons carregados positivamente que “compartilham” íons não-metálicos carregados

negativamente (em geral oxigênio). Como acontece com as ligas covalentes, essas

ligas são altamente direcionais e as suas moléculas em geral não são condutivas,

porque as ligas iônicas impõem uma orientação e posição fixas para seus elétrons

compartilhados. Este arranjo resulta em um composto molecular que é um entrelaçado

tridimensional de um cristal, cuja maior variação na orientação molecular é vista em

materiais de vidro.

METAIS

As três ligas metálicas mais comumente usadas em cirurgia ortopédica são:

titânio, aço inoxidável e cobalto-cromo. O tântalo também tem potencial promissor

como implante intervertebral. A aplicação de cobalto-cromo se faz principalmente no

campo da artoplastia.

Aço Inoxidável

O aço inoxidável está entre os biomateriais mais freqüentemente utilizados como

instrumento de fixação interna. Além de combinar custo e efetividade com

propriedades mecânicas favoráveis e resistência aceitável à corrosão, ele já passou no

teste do tempo, tendo sido utilizado como implante em humanos por décadas.

O aço inoxidável está disponível comercialmente em uma grande variedade de

tipos e ligas, a maioria das quais não adequadas como implantes, principalmente

devido às propriedades desfavoráveis de corrosão. A corrosão é indesejável por

degradar as propriedades materiais dos implantes e liberar nos tecidos circunjacentes

íons metálicos que podem provocar efeitos metabólicos indesejáveis. Os tipos 316 e

316L de aço inoxidável são os de melhor aplicação como implantes biomédicos. O tipo

316L é uma liga cuja base é o ferro, que contém de 17% a 20% de cromo, de 10% a

14% de níquel, de 2% a 4% de molibdênio, menos de 2% de manganês, menos de

0,75% de silicone e menos de 0,03% de carbono. O cromo protege contra a corrosão,

produzindo uma película óxida regenerativa, que impede a perfuração e a condução

elétrica. O níquel e o molibdênio também protegem contra a corrosão. A diminuição da

quantidade de carbono nesta liga é essencial para manter sua resistência contra a

corrosão porque o carbono pode ligar-se ao cromo, e formar precipitados de carboneto

de cromo, resultando em áreas de depleção de cromo e perda de seus efeitos

protetores.

A corrosão em fresta é particularmente difícil de ser evitada com produtos de

fixação de aço inoxidável. Os implantes passam por um processo de passivação no

estágio final da manufatura: são imersos em uma solução de ácido nítrico que

aumenta a resistência à corrosão, ao remover os produtos de ferro embutidos e formar

uma película óxida densa na superfície do implante. A corrosão em fresta ocorre com a

justaposição de dois componentes do aço inoxidável implantados. Isso resulta na

formação de uma camada intermediária fluida com baixa tensão de oxigênio,

comparada à do líquido circundante, estabelecendo uma bateria que degrada a película

protetora, facilitando a corrosão.

Além dessa propriedade corrosiva potencialmente problemática, outra

desvantagem do aço inoxidável é seu módulo de elasticidade (aproximadamente 200

GPa), que é aproximadamente 12 vezes maior que a do osso cortical (e 80% maior

que a do titânio), levando a um potencial desenvolvimento de osteopenia.

As propriedades físicas do aço inoxidável e de outras ligas dependem não

apenas da composição da liga, mas também do processo de manufatura. A menor

força (e a maior maleabilidade) é conseguida através do recozimento, que é, portanto

apropriado para os implantes manufaturados, como as placas de reconstrução e os fios

de cerclagem, nos quais a maleabilidade é uma característica importante. O trabalho a

frio tem força intermediária e é o método padrão para manufatura de parafusos,

placas, hastes e pregos intramedulares. O método de modelagem a frio tem a maior

força e é usado para implantes que requerem um campo de força alto (ou seja,

resistência a dobra permanente), como os parafusos de Schanz, algumas hastes de

fixação espinhal e fios de Kirschner.

Implantes de aço inoxidável de qualidade são não magnéticos e, portanto não

se movem ou geram calor nos tecidos circunjacentes durante a ressonância magnética.

Entretanto, artefatos de sinal adjacentes aos implantes de aço inoxidável limitam

sobremaneira a capacidade de visibilizar essas áreas. Na coluna, a necessidade do

estudo da imagem adjacente a estruturas metálicas é de grande importância

diagnóstica. Os artefatos produzidos pelo ácido inoxidável estimularam o

desenvolvimento de implantes espinhais feitos de materiais alternativos.

Outras desvantagens do ácido inoxidável estão relacionadas com a sensibilidade

do metal, o que pode causar respostas inflamatórias locais e a distância e aumentar a

dor no local do implante com reabsorção óssea e falência do implante. Este problema

potencial motivou o desenvolvimento de várias formas de aço sem níquel, as quais

estão sob investigação para uso potencial em biomedicina. O nitrogênio substitui o

níquel nesses materiais, o que contribui para o aumento da força e da resistência à

corrosão. Tanto a biocompatibilidade como as propriedades mecânicas de aços sem

níquel parecem ser favoráveis, embora o aumento da força e da rigidez dificulte sua

confecção, o que representa desafio para os fabricantes. Além disso, o aço sem níquel

pode não eliminar o problema da alergia ao metal por que: (1) pequenas quantidades

de níquel (menos de 0,1%) persistem, o que pode ser suficiente para desencadear

uma resposta imune; (2) outros componentes do aço inoxidável, como cromo, também

produzem sensibilidade metálica cutânea.

METAIS

- Aço Inoxidável

- Alto módulo de elasticidade e, consequentemente, proteção de osteopenia

- Susceptível à corrosão

- Grande artefato à ressonância magnética

- Sensibilidade metálica

- Titânio

- Módulo de elasticidade menor e, portanto, menos osteopenia

- Alta resistência à corrosão

- Menos artefato de sinal à ressonância

- Mais biocompatível do que aço inoxidável

- Tãntalo

- Mantém força com alta porosidade

- Pode mimetizar a infra-estrutura do osso esponjoso

- Promove osteointegração

- Enxerto de artrodese intersomática sem necessidade de enxerto ósseo

- Artefato à ressonância magnética semelhante ao titânio

- Grande biocompatibilidade

Titânio

O titânio é o nono elemento mais abundante e a quarta estrutura de metal mais

abundante da crosta terrestre. Tem sido o metal preferido para uso de implantes de

coluna por três razões: (1) Tem uma excelente biocompatibilidade (ou seja, resistência

à corrosão e à resposta tecidual inflamatória); (2) Têm propriedades ferromagnéticas

favoráveis o que causa menos artefato de imagem durante a ressonância; (3)

Comparado com o aço inoxidável, o titânio tem o módulo de elasticidade próxima ao

do osso, minimizando assim o efeito da indução de osteopenia.

A excelente biocompatibilidade do titânio pode ser comprovada pela raridade de

reações alérgicas a ele e às suas ligas e pela resposta favorável dos tecidos. Uma

película de dióxido de titânio é formada na superfície do titânio quando ele é exposto

ao oxigênio. Essa película regenera imediatamente quando danificada e protege o

implante contra a corrosão por desgaste. Películas protetoras similares de espessuras

variáveis podem ser adicionadas eletroquimicamente, por meio de um processo de

anodização que pode ser explorado para codificação de cor dos implantes de titânio.

Alguns estudos sugerem que a melhora da biocompatibilidade do titânio pode

proteger contra infecção pós-operatória. Testes in vitro em culturas de células e

ensaios de cultura de órgãos e testes in vivo com implantes colocados no tecido

subcutâneo também corroboraram o aumento da biocompatibilidade. A resposta

tecidual aos implantes de titânio tem se mostrado menos exuberante do que aquela

aos implantes de aço inoxidável e é caracterizada por uma fina camada de tecido

fibroso uniformemente orientado, sem o tecido reacional observado em torno dos

implantes de aço inoxidável. A ausência de uma cápsula líquida reativa ao redor dos

implantes de titânio, comumente encontrada nos implantes de aço inoxidável, também

pode ser, em parte, função da superfície irregular da textura do titânio, que pode

estabilizar a movimentação dos tecidos moles, promovendo sua aderência ao implante.

Entretanto, a comparação das características de crescimento dos tecidos em

superfícies padrões de titânio com aquelas de titânio polido mecânica ou quimicamente

não corrobora essa teoria. Este fenômeno de aderência ao tecido pode ajudar a

prevenir a propagação da infecção. A capacidade dos tecidos circunjacentes de se

ancorarem ao titânio é a base do sucesso dos implantes porosos revestidos e dos

metais com fibras na artroplastia das articulações e pode mostrar-se útil na aquisição

de fusões intervertebrais sem o uso de enxerto ósseo e nas próteses de ancoramento

ao osso no campo incipiente das reposições de disco.

As duas principais formas de titânio que são usadas para implante são o titânio

comercialmente puro, que é usado principalmente nos componentes de metais

revestidos de fibras e porosos, das artroplastias, e as ligas de titânio-alumínio-vanádio

(TAV, Ti-6 Al-4V), nas quais a força é aumentada à custa da maleabilidade, por meio

da limitação da concentração de oxigênio muito mais do que no titânio comercialmente

puro. O uso de ligas de titânio é, portanto, limitado em implantes nos quais é

necessário quantidade significativa de contorno. Esse dois tipos podem se combinados

sem conseqüências aparentes; estudos têm demonstrado que o uso do titânio

comercialmente puro associada à liga de titânio não provoca corrosão galvânica.

Embora o TAV talvez seja o implante de titânio mais comumente utilizado,

outras ligas de titânio têm sido desenvolvidas com variações estruturais que

influenciam suas propriedades mecânicas de modo que elas se adaptem a usos

específicos. A Ti-15Mo ™ e a Ti-15Mo-5Zr-3Al (TMZA) são ligas de titânio novas com

variações estruturais que promovem diminuição de sua força, mas aumento de sua

maleabilidade e maior resistência à sensibilidade do entalhe. Esta última propriedade

pode ser vantajosa nos implantes que são submetidos a forças de inclinação repetidas,

como hastes espinhais e placas de fixação internas.

Outra desvantagem adicional do titânio e de suas ligas é a sua susceptibilidade

ao desgaste, o que pode limitar o uso de titânio como superfície de suporte em prótese

total de articulações. Na coluna, pseudo artrose tem sido associada com achados de

debris de desgaste e com resposta celular macrofágica semelhante àquela vista ao

redor das próteses de articulações.

Tântalo

O tântalo é um metal inerte com propriedades de corrosão favoráveis, alta

resistência, e alta maleabilidade, o que tornou seu uso difundido nas indústrias

eletrônica e biomédica. Ele é também altamente biocompatível e não é ferromagnético.

Seu uso potencial em procedimentos de reconstrução ortopédica se deve à capacidade

de ser manufaturado com infra-estrutura altamente porosa que se assemelha ao osso

esponjoso. Suas propriedades mecânicas favoráveis são combinadas com sua

capacidade de promover integração óssea. Osteointegração já foi demonstrada

previamente usando-se implantes de tântalo não-porosos para aplicações dentárias e

ortopédicas por períodos de até 8 a 12 anos. Sua excelente biocompatibilidade e suas

propriedades mecânicas adequadas levaram à sua padronização como material de

implante cirúrgico.

O ponto-chave do potencial do tântalo como material de reconstrução em

ortopedia é sua capacidade de tolerar alta porosidade e, ao mesmo tempo, manter as

propriedades mecânicas. Esta é uma vantagem especial sobre os materiais cerâmicos

porosos que serão discutidos a seguir, nos quais a limitação para se atingir a

porosidade ideal para bioatividade e osteointegração é que esta está associada a uma

diminuição da integridade estrutural do material. Implantes de tântalo são capazes de

acomodar porosidade de 75% a 80%, e alguns estudos demonstraram que a maioria

das estruturas porosas do tântalo sofrem integração óssea no período de 16 semanas

após a implantação. Do ponto de vista clínico, a característica mais importante talvez

seja a velocidade com que a força do construto se desenvolve. Mesmo após quatro

semanas a interface osso-tântalo tem força de deslizamento mínina, substancialmente

maior do que aquela obtida com outros materiais porosos que apresentam menos

porosidade volumétrica. Esta força de deslizamento inicial pode ser atribuída à maior

fração de volume disponível para crescimento interno vista nas coberturas de fibras

metálicas (40% a 50% de porosidade) e nas coberturas de grânulos sinterizados (30%

a 35% de porosidade), significando que, para qualquer porcentagem de crescimento

ósseo, um volume maior de osso está presente dentro do tântalo poroso,

proporcionando, desse modo, aumento na força da interface. É possível que a

microtextura de superfície dos pilares que formam o material poroso também

contribua para a resposta osteogênica geral.

Devido a essa alta porosidade, a rigidez estrutural do tântalo é relativamente

baixa, aproximando-se da do osso subcondral, uma propriedade que pode ser

vantajosa na remodelagem óssea. Ao contrário dos grânulos sintetizados, das fibras

metálicas ou dos materiais porosos usados para revestir implantes com spray de

plasma (veja discussão a seguir) sua alta integridade estrutural permite sua formação

em grandes volumes para o preenchimento de defeitos ósseos ou outras aplicações

reconstrutivas que exigem implantes padronizados ou personalizados em formas e

tamanhos. Sua geometria porosa pode também ser vantajosa para seu uso como

material composto em combinação com outros agentes osteocondutivos ou

osteoindutivos.

As características radiológicas dos implantes de tântalo têm sido comparadas

àquelas do titânio in vitro. Há evidências de que o tântalo cria quantidade menor ou

equivalente de artefatos à ressonância e maior quantidade de artefatos na tomografia

computadorizada, sugerindo, portanto, o papel limitado da tomografia para controle

radiológico após implante de tântalo.

Falha Metálica

Fadiga é o principal motivo de falha dos implantes metálicos disponíveis atualmente.

Todos os metais têm um limite de resistência. Se o estresse ao qual o implante é

submetido é mantido abaixo de seu limite de resistência a falência por fadiga não irá

ocorrer, em um número infinito de ciclos de carga pode ser suportado. Entretanto, um

número finito de ciclos de carga acima do limite de resistência pode ser tolerado antes

que ocorra a falência do implante. Nestas últimas condições, a única maneira de evitar

a falência do implante é retirar a carga sobre ele (p. ex, cura progressiva de uma

fratura ou artrodese de um segmento espinhal) ou remover o implante. Tanto o limite

de resistência como a fadiga podem ser afetados por defeitos extrínsecos no implante,

como entalhes ou dobras que possam aumentar o estresse. Falência por fadiga pode

ser identificada objetivamente por meio de técnicas de microcospia eletrônica, que

demonstram estrias concêntricas características que se estendem a partir do ponto de

início da quebra.

POLÍMEROS

Polímeros não-absorvíveis

Os polímeros não-absorvíveis disponíveis para aplicação biomédica, isoladas ou

combinados com outros materiais para implantes compostos, incluem o polietileno, o

polimetilmetracrilato (PMMA) e as poliariletercetonas (polieteretercetona [PEEK] e

polietercetonaetercetonacetona [ULTRAPEEK]).

As vantagens os biomateriais poliméricos são sua maior facilidade de

fabricação, sua flexibilidade, baixo custo e amplo espectro de propriedades disponíveis.

As características míninas necessárias para o uso de implantes poliméricos são que

sejam biocompatíveis, que tenham estabilidade em longo prazo (baixa absorção de

água e alta resistência ao envelhecimento) e que tenham suficiente estabilidade para

tolerar irradiação gama para esterilização ou autoclavagem.

Polietileno de peso molecular ultra-alto

Embora sua aplicação na coluna seja limitada, o aparecimento da reposição

total de disco pode tornar mais comum o uso de polietileno de peso molecular ultra-

alto (UHMWPE).

O polietileno é o arranjo mais simples de cadeia de carbono possível, sendo

linear e praticamente desprovido de ramificações, uma propriedade que aumenta sua

cristalinidade. Os principais problemas com o UHMWPE são sua longevidade limitada,

com eventual deslocamento, abrasão e produção de debris que comprometem a

fixação de implantes. Novas tecnologias têm sido investigadas para lidar com o

problema do desgaste. O cruzamento de moléculas de polietileno tem sido mais

promissor, com redução de 80% a 90% na formação de debris, comparadas com o uso

do UHMWPE. A baixa estabilidade termoplástica não permite que os componentes do

UHMWPE sejam esterilizados por métodos de autoclavagem convencionais sendo

necessário o uso de irradiação gama o que pode ser feito a vácuo, para evitar a

formação de radicais livres.

POLÍMEROS NÃO ABSORVÍVEIS

- Polietileno de alto peso molecular

- Arranjo linear de monômeros de etileno

- Sujeitos a deslocamento, abrasão e desgaste

- Componente de maioria dos discos artificiais

- Polimetilmetacrilato

- Polimerização exotérmica de metilmetacrilato

- Historicamente utilizado para reconstrução de coluna anterior

- Mais recentemente utilizado em vertobroplastia/cifoplastia

- Mistura a vácuo, o que maximiza as propriedades mecânicas

- Poliariletercetonas

- PEEK e ULTRAPEK

- Componente matriz de espaçadores compostos

- Alta resistência ao desgaste

- Estabilidade térmica excelente

Polimetilmetracrilato

A aplicação de polimetilmetracrilato (PMMA) em cirurgias da coluna tem sido

tradicionalmente restrita à reconstrução de defeitos da coluna anterior,

particularmente em procedimentos cirúrgicos para metástases vertebrais. Entretanto,

com a crescente popularidade das vertebroplastias, merecem inclusão neste capítulo a

discussão de suas propriedades.

O cimento ósseo de acrílico consiste em um pó polimerizado e em um

monômero líquido (metilmetacrilato ou [MMA]) os quais, quando misturados, induzem

polimerização exotérmica do PMMA. A mistura e as técnicas de aplicação são essenciais

para força de compreensão do implante final. O aumento da porosidade provoca um

incremento do estresse e reduz a força. A mistura feita no vácuo, evitando-se bolhas

de ar durante a aplicação, ajuda a maximizar as forças de compressão.

Uma das desvantagens do PMMA que pode se particularmente problemática é a

natureza exotérmica de sua polimerização que gera temperaturas de até 80°C. O

contato com elementos neurais através da colocação posterior do PMMA na

reconstrução da coluna anterior, ou através de vazamentos dentro do canal espinhal

durante a vertebroplastia, pode teoricamente causar dano térmico à medula ou às

raízes nervosas.

Poliariletercetonas

A PEEK e a ULTRAPEEK são membros da família poliariletercetonas (PAEK). A

PEEK foi primeiramente desenvolvida em 1978 para o uso no isolamento de fios. Suas

propriedades mecânicas favoráveis, incluindo a alta resistência contra o desgaste,

combinadas com sua eficácia como isolante térmico e elétrico, proporcionaram sua

ampla aplicação eletrônica, automotiva e biomédica. A versão médica da PEEK,

aprovada como implante de longo prazo, é conhecida como PEEK-Optima LT. Ela pode

ser submetida a processo de esterilização padrão por autoclave repetidamente uma

vez que sua temperatura de fusão é alta (334°C). Ela é também estável com

irradiação ionizante.

A oportunidade de manipular as propriedades mecânicas da PEEK com reforço

de fibras também é uma característica atraente deste material (veja Compostos

adiante), bem como a similaridade de seu módulo de elasticidade em relação ao osso.

Estes princípios são a base para o desenvolvimento dos espaçadores para artrodese

intervertebral por fibras de carbono.

Polímeros Bioabsorvíveis

É crescente o interesse por materiais poliméricos bioabsorvíveis. Do mesmo modo que

outros materiais para implante, eles têm de satisfazer várias exigências técnicas e

biológicas. A versatilidade necessária para um implante bioabsorvível ideal é de fato

muito grande. Seria necessário que este material degradasse de maneira apropriada

(entre 1 e 2 anos) para manter a força adequada até que o processo de estabilização

fosse conseguido, gradualmente transferindo cargas crescentes para o osso e depois

degradando-se em uma velocidade que permitisse que o corpo metabolizasse seus

produtos de degradação. Esses mesmos produtos de degradação não podem ser

tóxicos ou carcinogênicos nem podem provocar reações inflamatórias adversas. O

material deve ser capaz de sustentar extremos de temperatura ou irradiação

necessárias para esterilização eficaz antes do implante. Devido a tantas exigências,

não causa surpresa o fato de que o implante ideal bioabsorvível ainda não tenha sido

desenvolvido.

Um implante bioabsorvível eficaz eliminaria várias complicações relacionadas

aos implantes, como osteopenia, corrosão, liberação de debris por desgaste,

concentração do estresse nos orifícios dos parafusos e a eventual necessidade de

retirada do implante. Hoje, os materiais bioabsorvíveis tem seu uso limitado à fixação

espinhal, principalmente devido à sua baixa resistência e à rápida degradação das

propriedades mecânicas após a implantação (tabela 5.1). Seu baixo módulo de

elasticidade (aproximadamente 3% daquela do aço inoxidável) é favorável quando se

leva em conta a osteopenia; entretanto os implantes bioabsorvíveis atualmente

disponíveis têm uma força tênsil bem menor que a do aço inoxidável por ocasião de

sua implantação. Embora esses aspectos também tenham limitado sua utilização em

outros procedimentos ortopédicos, a magnitude das forças aplicadas particularmente

sobre as colunas lombar e torácica não é aceitável com os implantes bioabsorvíveis

atualmente disponíveis. Entretanto, armações porosas tridimensionais de vários

formatos geométricos têm um potencial de aplicação na manufatura de implantes no

futuro.

Os implantes bioabsorvíveis podem ter um papel na coluna cervical, devido às

suas diferentes características biomecânicas. De fato, há relatos que sugerem um

possível papel de placas bioabsorvíveis e parafusos de fixação na coluna cervical.

POLÍMEROS BIOABSORVÍVEIS

- Força insuficiente para estabilização da coluna toracolombar

- Papel promissor na estabilização da coluna cervical

- Àcido poliglicólico

- Metabolizado em glicina

- Degradada entre 4 e 6 semanas

- Reação inflamatória de partes moles

- Formação de cistos estéreis

- Ácido láctico poli-L

- Metabolizado em L-lactato

- Degradada entre 6 e 12 meses

- Menos duro que o ácido poliglicólico

- Promove menos reação inflamatória nos tecidos do que o ácido poliglicólico

Ácidos Polidróxidos (Ácidos Poliglólico e Poliláctico)

A maior parte dos critérios de biocompatibilidade citados anteriormente só podem ser

efetivamente preenchidos por materiais que irão degradar em moléculas já existentes

no organismo e que possam ser excretadas com segurança pelas vias metabólicas

celulares. Os ácidos poliglicólicos e polilácticos preenchem esses critérios e são os

polímeros bioabsorvíveis mais utilizados. Embora o ácido poliglicólico (APG) seja

geralmente insolúvel, o que já foi amplamente testado por sua utilização como

material sintético absorvível para suturas, ele é reconhecidamente biocompatível e é

hidrolisado lentamente em água, transformando-se em ácido glicólico. O ácido glicólico

é convertido em glicina, um aminoácido natural que é depois utilizado em processos

catabólicos ou metabolizado através do ciclo Krebs.

De modo semelhante, o ácido poliláctico, que também tem sido utilizado como

material para suturas é hidrolisado dentro do corpo, transformando-se em ácido

láctico, que depois é metabolizado. Entretanto, apenas o isômero levo do ácido láctico

é reconhecido pelas vias metabólicas celulares, o que exige que os implantes sejam

feitos especificamente de ácido poliláctico (APLL).

A degradação dos implantes ocorre através da hidrólise de ligas de ésteres que

unem os monômeros, o que leva a fragmentação e perda da força dos implantes. O

ritmo de degradação pode ser afetado por alterações na estrutura do implante ou pelo

ambiente no qual ele é colocado. Os fatores estruturais que atrasam a degradação

incluem alto peso molecular, massa elevada, aumento da orientação da cadeia e do

volume da cadeia lateral e cristalinidade aumentada. Já os fatores ambientais que

prolongam a degradação incluem aqueles que submetem o implante a menor estresse

ou vascularização diminuída. Embora o APLL seja menos duro que o APG, ele degrada

entre 6 e 12 meses, ao passo que o APG tem a grande desvantagem de se degradar

entre 4 e 6 semanas.

Tabela 5.1 Força Tênsil e Módulo de Elasticidade em Biomateriais Comuns

Biomaterial Força de Tensão (Mpa) Módulo de Elasticidade (Mpa)

Osso esponjoso 10-20 490

Osso cortical 80-150 15000

Sólidos poli-L-lácticos 70 4000

Sólidos de poliglicóide 57 6500

Titânio 550 100000

Liga de Titânio 900 110000

Aço Inoxidável 600-1500 190000

PMMA 30 2200

UHMWPE 40 800-2700

Biocerâmica de Alumínio 595 420000

Biocerâmica de zircônio 1000 210000

Fibras de Carbono 2500-7000 250

PEEK não reforçado 100 3700

PMMA, polimetilmetacrilado;UHMWPE, polietileno de peso molecular ultra-alto;PEEK,

polieteretercetona

Reação Tecidual

A reação tecidual a implantes bioabsorvíveis dependem principalmente, da

velocidade da degradação e dos produtos tóxicos produzidos por ela, mas também

dependem de fatores como a forma do implante, sua massa, o estresse a que é

submetido e/ou a presença de micromotilidade da interface implante-tecido. As

reações em tecidos moles são geralmente mais graves em resposta ao APG do que ao

APLL. A resposta ao APG consiste na formação de uma cápsula fibrosa com alta

concentração de células inflamatórias mononucleares e polimorfonucleares, bem como

linfócitos e celulas gigantes ocasionais. Infiltrados de linfócitos e plasmócitos não são

comuns nas reações teciduais leves ocasionalmente observadas com implantes de

APLL. A formação de cistos estéreis adjacentes aos implantes bioabsorvíveis tem sido

relatada, ocorrendo mais comumente com o APG.

CERÂMICAS

Cerâmicas são definidas como moléculas inorgânicas não metálicas de composição

altamente variada, unidas por ligas iônicas. São altamente biocompatíveis,

provavelmente devido a seu elevado estado de oxidação. Os principais tipos com

aplicação biomédica são as biocerâmicas inertes (alumina [Al2O3] e zircônio[ZrO2],

fosfatos de cálcio bioativos (fosfato beta tricálcico [B-TCP] e hidroxiapatita de cálcio

[HA], e vidros bioativos (Bioglass 45S5 e Apatita wollastonita). A bioatividade de um

material é medida por sua capacidade de fundir-se biológicamente com o osso. As

cerâmicas inertes estimulam apenas uma reação fibrosa menor e são utilizadas

principalmente como suportes em próteses totais das articulações. Cerâmicas bioativas

são utilizadas como revestimento para aumentar a fixação de uma prótese ou como

substitutos de enxertos ósseos, devido às suas propriedades de osteocondutividade.

Os implantes de cerâmica, particularmente os tipos bioativos, são especiais em relação

aos discutidos aqui, uma vez que seu propósito é não apenas aumentar a capacidade

de integração do material biológico, mas também eliminar a necessidade de enxerto

ósseo concomitante. Essa característica merece ênfase especial, considerando-se as

complicações relacionadas com a retirada de enxertos ósseos, 170 incluindo relatos de

dor crônica no local da retirada do enxerto em até 25% dos pacientes, e os problemas

inerentes à utilização de aloenxerto ósseo. As cerâmicas têm o potencial de substituir

osso autólogo, particularmente como enxerto estrutural interssomático, devido à sua

estrutura porosa e à resultante capacidade de promover crescimento interno de osso.

Entretanto, embora o grau de porosidade de uma dada cerâmica seja diretamente

proporcional à sua capacidade de promover crescimento ósseo interno (ou seja,

bioatividade), sua força compressiva varia inversamente ao grau de porosidade. O

desafio é, portanto, encontrar um equilíbrio entre a força e a capacidade de promover

crescimento ósseo.

O desenvolvimento de cimentos de fosfato de cálcio, como o Norian SRS,

também aumentou o entusiasmo em relação à aplicação deste material na cirurgia de

coluna.

CERÂMICAS

- Moléculas inorgânicas, não metálicas altamente oxidadas

- Frágeis

- Biocerâmicas inertes

- Alumínio e zircônio

- Módulos com elasticidade 300 vezes maior que a do osso

- Susceptíveis a fraturas

- Papel limitado como enxerto intersomático

- Fosfatos de cálcio bioativos

- Hidroxiapatita e fosfato de beta-tricálcico

- Osteocondutor

- Promissores como substitutos de enxerto ósseo

- Resultados positivos como implante intersomático na coluna cervical

- Hidroxiapatita

- Estrutura similar à do componente de apatita do osso

- Capaz de fundir-se diretamente com o osso

- Tem preferencialmente propriedades osteointegrativas para fostato beta-tricálcico

- Não-degradável

- Fosfato de beta-tricálcico

- Degradado por osteoclastos e dissolução

- Cimentos de fosfato de cálcio

- Diversas aplicações promissoras

- Endurece através da precipitação de compostos solúveis de fosfato de cálcio

- Degrada lentamente

- Vidros bioativos

- Bioglass 45S5 e apatita wollastonita

- As propriedades osteointegrativas são maiores do que as da hidroxiapatita

- Uso clínico limitado devido à extrema fragilidade

Biocerâmicas Inertes

Implantes de cerâmica de zircônio e alumina possuem uma micro estrutura

finamente granular e são manufaturados por meio de técnicas de pressão e

sinterização em altas temperaturas. As biocerâmicas inertes têm baixos níveis de

reatividade, se comparadas com metais, polímeros e cerâmicas bioativas, mas sua

aplicação é limitada devido à fragilidade inerente. Embora a cerâmica de alumina tenha

tido utilidade como enxerto intersomático após corpectomia, sua principal aplicação

ortopédica é em artroplastia, devido à sua resistência ao desgaste e ao baixíssimo

coeficiente de atrito. O módulo de Young da alumina é 300 vezes maior do que o do

osso esponjoso e 190 vezes maior que o do PMMA. Sua aplicação com implante

espinhal é limitada devido à sua fragilidade e susceptibilidade a fraturas. Entretanto,

avanços no processo de manufatura têm tornado menos comum a fratura tanto de

alumina como da nova geração de próteses para cabeça do fêmur.

Fosfato de cálcio bioativo

As cerâmicas bioativas são osteocondutoras, agindo como uma armação/molde que

aumenta a formação óssea na sua superfície, e são utilizadas tanto como revestimento

de várias substâncias como para preenchimento de defeitos ósseos. A primeira

utilização de trifosfato de cálcio (TFC) in vivo feita por Albee e Morison, em 1920.

Testes adicionais subseqüentes avaliaram a capacidade do fosfato de cálcio na

resolução de fraturas não-consolidadas e o efeito das HAS na cura óssea. Entretanto, a

elucidação das características desses materiais e sua aplicabilidade clínica não tiveram

progresso significativo até os anos de 1970. Atualmente os ortofosfanatos de cálcio

(CaP) utilizados em biomedicina são o B-TCP e a HA.

Os fosfatos de cálcio, como outros materiais cerâmicos, são preparados por

meio de um processo de consolidação térmica e sinterização, que permite modificações

na porosidade do material, um fator de vital importância nas propriedades biológicas e

mecânicas dos implantes resultantes. Eles podem ser fabricados em blocos ou

grânulos. Diferenças sutis na composição a na estrutura dos compostos de fosfato de

cálcio podem afetar profundamente seu comportamento in vivo. Sua excelente

biocompatibilidade, garantida por sua similaridade com o componente mineral do osso,

faz da cerâmica de biofosfato de cálcio um excelente substituto para o osso. A

combinação de B-TCP com HA permite um ajuste da porosidade e da biodegradação,

possibilitando o ajuste da bioatividade ao modo desejado.

A maioria dos fosfatos de cálcio utilizados in vivo são CaP, os quais contêm o

grupo de ortofosfanatos P. Esses podem ser divididos em duas grandes categorias: (1)

CaP de baixa temperatura, que é obtido por precipitação da solução em temperatura

ambiente (esta classe inclui cimentos de fosfato de cálcio, dos quais o mais comum é o

Norian SRS); e (2) CaP de alta temperatura, obtido a partir de uma reação térmica; A

maioria dos materiais de CaP remanescentes pertencem a esta categoria (p. ex.;

ProOsteon).

CaP de baixa temperatura

Até a descoberta dos cimentos de fosfato de cálcio, esses componentes tinham pouca

aplicação biomédica, exceto como um passo necessário na manufatura de CaP de alta

temperatura. Os CaP de baixa temperatura mais comumente utilizados são o fosfato

de octocálcio (OCP), um precursor natural na formação de fosfatos de cálcio de apatita

em dentes e ossos, e o precipitado de hidroxiapatita (PHA), que tem a peculiaridade de

ser muito semelhante à apatita presente no osso. O PHA, ou uma forma derivada

carbonada (carbonato de apatita), é o principal produto final da reação de cura na

maioria dos cimentos de fosfato de cálcio (p. ex., Norian SRS, BoneSource, Cementek,

alfa-BSM). Uma das principais vantagens dos compostos de CaP de baixa temperatura

é que eles são naturais ou semelhantes a substâncias naturais.

CaP de Alta temperatura

Os CaP tradicionais usados em medicina (B-TCP, HA) pertencem a esta categoria. O B-

TCP tem sido amplamente utilizado como substituto ósseo e é considerado

reabsorvível, uma vez que é susceptível à degradação mediada por osteoclastos e à

dissolução padrão. O isômero alfa do TCP tem a mesma composição química do B-TCP,

mas apresenta uma estrutura cristalina diferente, o que torna mais solúvel em água.

Esta solubilidade, combinada com sua capacidade de transformação em PHA, o torna o

componente ideal de cimento de fosfato de cálcio.

A hidroxiapatita Ca5(PO4)3OH é a forma de alta temperatura do PHA. Suas

propriedades incluem a maior solubilidade em água e a mais alta biocompatibilidade

entre os CaP. Cerâmicas bioativas de fosfato de cálcio, como a HA de cálcio, têm sido

estudadas por mais de 20 anos. Elas se mostraram biocompatíveis, atóxicas e capazes

de ligar-se diretamente ao osso, principalmente devido à semelhança da HA de cálcio

sintético com o componente mineral apatítico do osso humano. A maioria dos

substitutos de enxertos ósseos é feita de HA (p. ex., ProOsteon), que é essencialmente

inabsorvível, uma vez que a degradação da HA leva décadas para acontecer.

A aplicação de HA de cálcio pode se estendida para revestimentos em spray que

podem ser aplicados em vários elementos de fixação, incluindo parafusos pediculares,

para aumentar a integração óssea do implante e assim aumentar a força de fixação.

Implantes absorvíveis revestidos de HA (PLLA) também estão sob investigação. Nesse

cenário, revestimentos mais finos (25 a 50µm) são vantajosos porque têm o menor

efeito nas propriedades mecânicas do substrato metálico e são menos susceptíveis a

delaminação e fadiga. A estabilidade da fixação do implante é um pré-requisito para

integração óssea porque mesmo movimentos muito pequenos, como da ordem de

100µm, já foram associados à formação de uma membrana fibrosa reativa na interface

do osso com implante. Entretanto, já foi demonstrado que carga contínua pode

permitir que um implante revestido com HA substitua com osso uma membrana fibrosa

induzido por movimento.

Fosfato de Cálcio Bifásico (Composto B-TCP/HA). O B-TCP e a HA também já

foram combinados como materiais compostos (fosfato de cálcio bifásico [BCP]) com o

intuito de maximizar o potencial de integração óssea da HA e as propriedades de

degradação do B-TCP. A combinação consiste em uma mistura aproximada de 60:40

de HA/B-TCP.

Tetrafosfato de cálcio (CA4(PO4)2O). O tetrafostato de cálcio (TetCP), que possui

a estrutura básica de qualquer CaP, é o mais solúvel dos CaP com pH abaixo de 5,

sendo pobremente degradável. Merece ser mencionado por ser o principal componente

dos principais CPCs (p. ex., BoneSource, Cementek).

O equilíbrio necessário entre a aquisição suficiente de porosidade para

promover crescimento ósseo interno e a manutenção de integridade funcional

suficiente para prevenir o colapso do implante é bem demonstrado em estudos in vivo

em diversos modelos animais. Esses estudos demonstraram que quase sempre há

fratura do implante quando se usam blocos de HA porosos para artrodese

intersomática cervical, com perda da altura do disco e extrusão do enxerto em até

39% dos casos. A colocação de placas anteriores parece não influenciar a incidência da

fratura ou de colapso do disco com esses implantes porosos, mas há diminuição de

incidência de extrusão anterior e aumento da integração óssea no bloco de cerâmica.

O uso de implantes de HA denso, ao contrário, demonstrou colapso de enxerto

mínimo, embora haja fratura, com baixo índice de artrodese (30%). Resultados

promissores têm sido obtidos com o uso de espaçadores intersomáticos de HA na

coluna lombar de suínos.

Estudos biomecânicos em colunas cervicais de cadáveres suínos demonstraram

que enxertos de HA/B-TCP com 40% de porosidade tem propriedades equivalentes às

dos auto-enxertos tricorticais. Toth e cols. tentaram determinar a relação ideal entre

porosidade de resistência de implantes de cerâmica comparando compostos 50:50 de

HA/B-TCP de porosidades de 30%, 50% e 70% com auto-enxertos em modelo caprino.

Embora o grau de crescimento ósseo interno tenha sido diretamente relacionado à

porosidade dos três modelos de implante de cerâmica, houve em todos menos colapso

do enxerto e maiores índices de artrodese, quando comparados com auto-enxertos.

Os poucos estudos clínicos também sugerem bons resultados com o uso de HA

para artrodese cervical anterior após discectomia, em vez de auto-enxerto, embora

estudos adicionais sejam necessários.

Guigui e cols. sugeriram que as cerâmicas bifásicas (65:35 de HA/B-TCP)

seriam tão eficazes quanto auto-enxertos nas artrodeses lombares póstero-laterais em

modelos caprinos. O uso de HA em associação com o meio osteocondutor, como matriz

óssea desmineralizada, também obteve índices de artrodeses comparáveis aos dos

enxertos autólogos, utilizando coelhos como modelo.

Esses resultados justificam o uso de cerâmicas de fosfato de cálcio como

substitutos de enxerto ósseos em instrumentação espinhal posterior, evitando-se

assim a morbidade potencial associada à retirada de enxerto ósseo da crista ilíaca.

Cimentos de Fosfato de Cálcio. Desde sua descoberta por Brown e Chow nos

anos de 1980, têm sido descobertas muitas formas de CPC para aplicações dentárias

(tabela 5.2). Os CPC são essencialmente compostos de uma solução aquosa e um ou

mais CaP, que, quando misturados, precipitam em CaP menos solúveis, cujas

estruturas de cristal em expansão formam uma malha. Ao contrário do PMMA, não há

reação de polimerização mas simples precipitação de cristais, com liberação mínima de

calor, o que torna esse enxerto atraente para ser usado na coluna. Existem duas

grandes categorias de CPC baseadas em seus produtos finais: CPC de apatita, que é o

mais comum, e CPC de bruxita. Todos os CPC de apatita têm PHA ou uma forma

cabornada derivada (Norian SRS) como produto final. Uma vez que o tempo de

consolidação é longo, os CPC de apatita necessitam de menos componentes líquidos,

aumentando sua viscosidade. Se por um lado isso fornece a vantagem de serem de

manipulação mais fácil, por outro os torna mais difíceis de serem injetados. A

biocompatibilidade desse material é excelente, embora possam ocorrer reações

inflamatórias quando CPC não se consolida. Sua biodegradação é lenta, tendo sido

observada uma degradação de 30% dois anos após a implantação em modelos de

coelho.

Ao contrário dos CPC de apatita, os CPC de bruxita são inicialmente muito

líquidos e consolidam rapidamente. São pouco menos resistentes do que os CPC de

apatita, e suas propriedades mecânicas se deterioram in vivo, provavelmente devido à

maior solubilidade de seu produto final, o diidrato fosfato dicálcico (DCPD). Embora os

CPC de bruxita sejam biocompatíveis, podem ocorrer reações inflamatórias,

principalmente quando utilizados em grandes quantidades. Os CPC de bruxita

degradam mais rapidamente do que os de apatita, em parte porque, além da

degradação osteoclástica, eles também sofrem dissolução simples. Embora essa

degradação rápida tenha a desvantagem teórica de resultar na formação de osso

imaturo, isso pode ser prevenido com a adição de grânulos de B-TCP à pasta de

cimento, os quais se ancoram ao osso e degradam menos rapidamente, promovendo a

formação de osso maduro.

Tabela 5.2 Principais Formas de Cimentos de Fosfato de Cálcio e Apatita

Nome do Cimento Fabricante Componentes Produto Final

Alfa-BSM ETEX

Biobone Merck BmbH ACP, DCPD PHA

Embarc Lorenz Surgical

Norian SRS Norian (Synthes) Alfa-TCP, CaCO3, MCPM CAP

Norian CRS

BoneSource Leibinger TetCP, DCP PHA

Cementek Teknimed Alfa-TCP, TetCP, MCPM PHA

Biocement D Merk GmbH Alfa-TCP, DCP, CaCO3, PHA CAP

Biopax Mitsubishi Materials Alfa-TCP, TetCP, DCPD PHA

Fracture Grout Norian (Synthes) TetCP, CaCO3, H3PO4 PHA

Modificada de Bohner M Calcium orthophosphonates in medicine: from ceramics to calcium phosphate cements. Injury 31

(suppl. 4): 37-47,2000.

ACP, Fosfato de Cálcio Amorfo = Ca3(PO4)2nH2O

DCPD, Fosfato Dicálcico diidratado = CaHPO42H2O

Alfa-TCP, Fosfato alfa-tricálcico = α-Ca3(PO4)2

MCPM, Fosfato de monocálcio monoidratado = Ca(H2PO4)2 H2O

TetCP, Fosfato de Tetra cálcio = Ca4(PO4)2O

DCP, Fosfato dicálcico = CaHPO4

PHA, precipitado de hidroxiapatita = Ca10-x(HPO4)x(PO4)6-x(OH)2-x

CAP, carbonato de apatita = Ca 8,8 (HPO4)0,7(PO4)4,5(CO3)0,7(OH)1,3

Vidros Bioativos

O vidro bioativo mais usado em ortopedia é o Bioglass 45S5, composto de 45% de

SiO2, 24,5% de CaO, 6% de P2O5, e 24,5% de Na2O. Acredita-se que o mecanismo de

ligação entre o vidro bioativo e o osso consista em uma série de reações na superfície

que formam uma camada de hidroxicarbonato de apatita na superfície do vidro.

Embora as propriedades de osteointegração desse material sejam superiores às da HA,

sua extrema fragilidade e suas propriedades mecânicas desvantajosas tornam limitado

seu uso clínico.

A cerâmica de vidro de apatita wollastonita, que possui propriedades

osteocondutoras similares às do Bioglass 45S5, mas com resistência mecânica

superior, têm sido utilizada clinicamente, demonstrando potencial para outras

aplicações em cirurgia espinhal.

MATERIAIS COMPOSTOS

Os compostos são formados por um ou mais materiais com propriedades físicas

complementares, o que aumenta sua versatilidade, em comparação com cada material

individualmente. Os componentes de materiais compostos podem ser fabricados de

acordo com uma necessidade específica. Eles geralmente são compostos por uma

fase, que é a matriz, e uma segunda fase, de reforço. Um exemplo biológico é o osso,

que deve combinar sua força compressiva, por meio de sua matriz inorgânica, com sua

força de tensão, por meio de suas fibras de polímeros de colágeno. Vários compostos

já foram discutidos anteriormente. Entretanto, na tecnologia médica, os materiais

compostos são formados geralmente por uma matriz de polímero reforçada com fibras

de carbono pirolítico. Pode-se explorar esse processo otimizando as propriedades

mecânicas de acordo com as propriedades anisotrópicas do material para uma

determinada função. Esse desenho, entretanto, deve ser baseado em um

conhecimento completo das cargas a que os implantes serão submetidos. Cargas

dirigidas em orientação perpendicular às fibras de reforço devem ser acomodadas por

uma matriz não reforçada eficaz, cujas propriedades mecânicas são muito inferiores às

das fibras de reforço (Tabela 5.3). Esses materiais são feitos à custa de um processo

complicado de manufatura que deve aderir eficazmente as fibras à matriz. De fato, as

propriedades dos compostos são altamente influenciadas não apenas por um material

específico, mas também pela interface de cada material. A perda da liga em

decorrência de forças de tonsura entre as fibras e a matriz é uma causa freqüente de

falência dos materiais compostos.

Tabela 5.3 Força dos Componentes Comuns dos Materiais Compostos

Material Força (Mpa)

Matriz

Poliamida (PA) 50

Polissulfona(PSU) 85

Polieteretercetona(PEEK) 90

Fibras de Reforço

Fibras de Vidro 1500-4500

Fibras de Carbono 2500-7000

Fibras de SIC ou SI3N4 2700-3500

De Gasser B.About composite material and their use in bone surgery. Injury 31

(suppl.4):48-53,2000

MATERIAIS COMPOSTOS

- Matriz de polímero (p. ex. PEEK, ULTRAPEK) com reforço e fibras de carbono

- As fibras de reforço podem ser direcionais

- Processo de manufatura complicado

- A delaminação de componentes individuais pode ser um problema

- Radiotransparente

- Módulo de elasticidade semelhante ao do osso

- Resultados clínicos positivos como espaçador para artrodese intersomática

Matriz de Fibras de Polímero de carbono

Em aplicações médicas, os materiais compostos geralmente consistem em fibras de

carbono em uma matriz de polímero termoplástico como o PEEK, o ULTRAPEK, o

poliuretano (PUR) ou várias resinas de epóxi (EP). A estrutura da fibra de reforço pode

adicionar propriedades anisotrópicas (direcionais) ou isotrópicas (não-direcionais) ao

material, de acordo com a necessidade específica.

A necessidade de desenvolvimento de implantes intersomáticos

radiotransparentes com capacidade de promover a estabilidade segmentar imediata e,

ao mesmo tempo, permitir a visibilização da artrodese por radiografias levou à

proliferação de compostos constituídos pelas combinações de polímeros inabsorvíveis

mencionadas acima (PEEK, ULTRAPEK) com fibras de carbono para reforço.

Esses espaçadores foram originalmente fabricados a partir de compostos com

fibras de carbono longas semelhantes ao ULTRAPEK. Eles foram desenvolvidos para

substituir os auto-enxertos ou aloenxertos, mas comumente utilizados nas artrodeses

intersomáticas lombares, devido às suas propriedades mecânicas insuficientes,

permitindo que o polímero ofereça suporte estrutural, ao passo que o auto-enxerto,

com o qual os espaçadores eram preenchidos, aumenta a artrodese. Dentre as

propriedades estruturais foram incluídas as espículas para resistir ao deslocamento

desses enxertos que suportam carga. Com o desenvolvimento subseqüente dos

implantes metálicos, entretanto, os fabricantes citam agora sua capacidade de

visibilizar a artrodese em radiografias simples como a grande vantagem desta

categoria de enxerto. A excelente biocompatibilidade é outra vantagem adicional do

material, além de maior força, em comparação aos metais utilizados em implantes

ortopédicos, e de um módulo elástico bem próximo àquele do osso (aproximadamente

17 GPa), diminuindo, portanto, o efeito da indução de osteopenia.

Já foram relatados resultados favoráveis com o uso desses enxertos. Em 1993,

Brantigan e Steffee relataram um índice de artrodese de 100% utilizando espaçador de

fibra de carbono em 28 níveis, em dois anos de pós operatório. Brantigan e cols.

Também documentaram, em modelo espinhal caprino, índices de artrodese parcial ou

total em 100% com seis meses de observação. Um relato de 23 pacientes consecutivos

submetidos corpectomia e reconstrução com ULTRAPEK/Espaçador de fibra de carbono

demonstrou excelentes resultados. Entretanto, já foi relatada quebra do espaçador

com liberação de fragmentos nos tecidos circunjacentes.

Outros materiais compostos

Um composto de poliuretano/biovidro (PU-C), estabilizado com uma placa

anterior de fibra de carbono reforçada com PEEK (CF-PEEK) tem demonstrado alta

estabilidade primária com instrumentação anterior isolada em doença metastática.

O polímero osteocondutor biocompatível (BOP) é um material composto de N-

vinilpirrolidona e MMA dentro de uma matriz de fibras de poliamido e gluconato de

cálcio que foi introduzido em 1992 como substituto do enxerto ósseo para uso de

artrodese cervical intersomática. Embora alguns estudos preliminares tenham sido

promissores, relatando resultados equivalentes aos dos enxertos autólogos, o

entusiasmo diminuiu devido a relatos de osteointegração pobre e um índice inaceitável

de complicações relacionadas ao implante. Investigações mais recentes corroboraram

estes últimos achados, enfatizando a alta incidência de colapso do espaço interdiscal,

deslocamento do implante e baixo índice de artrodese.

CONCLUSÕES

Uma grande variedade de implante está hoje disponível para o tratamento de

distúrbios espinhais. Uma compreensão das propriedades básicas dos materiais e como

elas se correlacionam com seu potencial para uso clínico permitem ao médico a

seleção inteligente do implante apropriado para cada condição específica.

REFERÊNCIAS SELECIONADAS

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HA, Kubli F, eds: Titanium alloys in surgical implants, America Society for Testing and

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Brantigan JW et al.: Lumbar interbody fusion using the Brantigan I/F cage for posterior

lumbar interbody fusion and the variable pedicle screw placement system: two-year

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