Biomechanical Engineering Laboratory

Por: M.e. Eng. Lucas Kurth de Azambuja

Comentamos em nosso Post anterior sobre o que é osseointegração e seus mecanismos e que a rugosidade tem um papel fundamental da integração metal osso. Hoje vamos abordar como a rugosidade influencia no sucesso ou não da osseointegração. Para isso vamos abordar um pouco o princípio de molhabilidade e em seguida sobre a rugosidade e sua influência na adesão celular.

Molhabilidade

Um parâmetro importante a considerar na interação superficial da amostra com o osso é a molhabilidade da superfície. Moléculas orgânicas (proteínas, lipoproteínas, peptídeos) e inorgânicas (cálcio, fosfato) são prontamente atraídas do sangue para a superfície do TiO₂ hidratado/hidroxilado, com alto grau de molhabilidade. Então, podem ocorrer interações eletroestáticas entre aminoácidos de carga positivas e a superfície do implante carregado negativamente ou em grupos de aminoácidos carregados negativamente com pontes de hidrogênio absorvidas pela superfície do implante previamente.

Superfícies lisas onde o ângulo de contato entre a gota e a superfície é menor que 90º, representam o cenário ótimo para adesão celular. A molhabilidade e energia livre podem ser calculados pela equação de Young, que desconsidera a rugosidade da superfície. Porém, considerando a superfície, devemos adotar um modelo que considera o ângulo de contato com da superfície incidente sobre a gota, esse modelo é conhecido como modelo de Wendel [1]. Outro modelo a ser considerado é o modelo de rugosidade de Cassier-baxter [2], o qual prevê ângulo de contato maior que 90° e  espaçamento entre os vales de rugosidade muito pequenos, de modo que a gota não consegue espaço para quebrar a tensão superficial, gerando uma superfície hidrofóbica.

Portanto, fazendo uma ligação com a rugosidade, quanto maior a rugosidade mais dificuldade as células terão de se espalhar e aderir a superfície, no entanto uma superfície muito lisa e usinada com uma rugosidade extremamente baixa, torna a superfície hidrofóbica, ruim para adesão celular[3]

Rugosidade e a adesão celular

Segundo Cooper [4] o aumento da área das superfícies de titânio melhora o contato osso-implante e as propriedades mecânicas da interface. Em modelos de cultura celular, o aumento da superfície afeta positivamente as atividades celulares ósseas.

Maximo et al [5] explicam que a morfologia da superfície do implante afeta a biocompatibilidade do titânio e a função celular. A rugosidade altera a força de adesão celular na superfície e modifica a conexão entre ambos. Essa força de adesão pode ser modificada pela presença de diferentes células, que são mais numerosas quando a fibronectina está presente na superfície do implante. Em superfícies rugosas existe maior quantidade de proteínas séricas e fibronectina, se comparados às superfícies lisas. Essa maior adesão celular em superfícies rugosas de titânio pode ser explicada pela adsorção preferencial de fibronectina ao substrato rugoso. Sendo assim, as diferentes rugosidades influenciam na formação de células que por sua vez influenciam na osseointegração, como osteoblastos e osteoclastos.[5]

Tendo isso em vista, Linez-Bataillon et al [6] entendem que a rugosidade deve ser controlada, pois as células necessitam de pontos de ancoragem, na superfície dos implantes, para iniciar a proliferação e constituir a biofixação dos implantes. Se as rugosidades forem muito menores que o tamanho das células, não existirão sítios de biofixação adequados. Em contrapartida, se a superfície apresentar grandes picos ou vales, mas se estes possuírem superfícies demasiadamente lisas, as células poderão também não encontrar sítios de biofixação adequados.

Ainda segundo Teughels et al.[7], existem numerosas classificações para as superfícies dos implantes que levam em consideração os mais diversos aspectos. Quanto as rugosidades superficiais são categorizadas em: minimamente rugosa (0.5-1 μm), medianamente rugosa (1-2 μm) e rugosa (2-3 μm), considerando-se lisa como sendo < 0.5 μm.

Em estudos conduzidos por Rosa e al[8]. Foram testados implantes de Titânio com diferentes rugosidades a fim de testar diferentes respostas a diferentes rugosidades. Foi analisado: fixação celular, proliferação celular, atividade da fosfatase alcalina, teor de proteína e formação de nódulos ósseos. Testou-se superfícies jateadas com partículas de alumina (AL2O3) de diferentes tamanhos gerando superfícies com diferentes rugosidades: Ti-lisa 0.24 µm, Ti-25 = 0.69 µm, Ti-75 = 0.83 µm, and Ti-250 = 1.91 µm.

Os resultados apontados por Rosa et al. Indicam uma redução da proliferação celular, do teor de proteína atividade da fosfatase alcalina, com o grande aumento da rugosidade, porém contatou-se diferenças estatísticas na fixação celular e na criação de nódulos ósseos.

O estudo sugeriu que uma rugosidade de 0.8 a 1.9 µm para Titânio otimizariam a resposta celular, porém não influenciam na fixação celular.

Continuação

No próximo e último post sobre osseointegração, vamos falar como é feita a medida da rugosidade e como isso está sendo usado em diferentes desenvolvimentos tecnológicos de implantes.

Sobre o Autor

Lucas Kurth de Azambuja é Mestre e Engenheiro de Materiais, formado pela UFSC, especializado na área de polímeros. Também realizou intercâmbio para França na École Nationale d’ingénieurs de Saint-Étienne e estagiou na École de Mines de Saint Étinne. Desde 2017, Lucas é bolsista no Laboratório de Engenharia Biomecânica, onde realizou seu trabalho de conclusão de curso focado no estudo de degradação de implantes mamários. Posteriormente realizou sua dissertação, também no laboratório, focado na análise de insertos acetabulares após uso em in vivo. Hoje é resposável pela execução das análises poliméricas do laboratório, além de colaborar no projeto do Centro Nacional de Explantes.

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Referências

 [1]       H. P. Wendel, N. Weber, and G. Ziemer, “Increased adsorption of high molecular weight kininogen to heparin-coated artificial surfaces and correlation to hemocompatibility,” Immunopharmacology, vol. 43, no. 2–3, pp. 149–153, 1999, doi: 10.1016/S0162-3109(99)00073-9.

[2]       A. B. D. Cassie and S. Baxter, “Wettability of porous surfaces,” Trans. Faraday Soc., vol. 40, no. 0, pp. 546–551, Jan. 1944, doi: 10.1039/tf9444000546.

[3]       F. L. e Silva, F. Rodrigues, S. Pamato, and J. R. Pereira, “Tratamento de superfície em implantes dentários: uma revisão de literatura,” RFO UPF, 2016. http://revodonto.bvsalud.org/scielo.php?script=sci_arttext&pid=S1413-40122016000100021 (accessed May 17, 2021).

[4]       L. F. Cooper, “A role for surface topography in creating and maintaining bone at titanium endosseous implants,” J. Am. Dent. Assoc., vol. 132, no. 10, p. 1452, 2001, doi: 10.14219/jada.archive.2001.0062.

[5]       F. S. Maximo, C. N. Elias, D. J. Fernandes, F. de O. Monteiro, and J. Cavalcanti, “Análise da superfície e osseointegração de implantes dentários com superfícies biomiméticas contedo Ca, Mg e F,” Rev. Mater., vol. 21, no. 1, pp. 196–203, Jan. 2016, doi: 10.1590/S1517-707620160001.0017.

[6]       P. Linez-Bataillon, F. Monchau, M. Bigerelle, and H. F. Hildebrand, “In vitro MC3T3 osteoblast adhesion with respect to surface roughness of Ti6Al4V substrates,” in Biomolecular Engineering, 2002, vol. 19, no. 2–6, pp. 133–141, doi: 10.1016/S1389-0344(02)00024-2.

[7]       W. Teughels, N. Van Assche, I. Sliepen, and M. Quirynen, “Effect of material characteristics and/or surface topography on biofilm development,” Clin. Oral Implants Res., vol. 17, no. SUPPL. 2, pp. 68–81, Oct. 2006, doi: 10.1111/j.1600-0501.2006.01353.x.

[8]       A. L. Rosa and M. M. Beloti, “Effect of cpTi surface roughness on human bone marrow cell attachment, proliferation, and differentiation.,” Braz. Dent. J., vol. 14, no. 1, pp. 16–21, 2003, doi: 10.1590/S0103-64402003000100003.

Por: M.e. Eng. Lucas Kurth de Azambuja

O que é osseointegração?

Osseointegração é definida como a conexão direta estrutural e funcional entre o osso vivo e a superfície de um implante de suporte de carga. A capacidade de um implante de se ligar ao osso hospedeiro circundante é um requisito fundamental para implantes ortopédicos permanentes fixados sem cimento ósseo (cementless) [1].

Um pouco de história

Inicialmente em 1940 Bothe, Beaton e Davenport [2] foram os primeiros a perceber a tendência de fusão titânio-osso, através de implantes em animais.

Mais tarde, em 1951, Leventhal [3]^] propôs um mecanismo de osseointegração  implantado um parafuso no fêmur de um rato e constatou que  segundo seus relatos : “em 6 semanas o parafuso estava mais resistente a tração que no dia que foi implantado, 12 semanas estava mais rígido que em 6 semanas e em 16 semanas a força para retirada do parafuso acabou por faturar o fêmur do rato”.

Em 1952 Branemark[1] cunha o termo osseointegração, através de experimentos com animas. Porém, durante 30 anos, o mesmo tentou convencer a sociedade cientifica que o tratamento era viável em humanos até que em 1983, através dos resultados de estudos realizados por George Zarb[4], o trabalho de Branemark é reconhecido mundialmente no campo de implantes metálicos. Hoje o mecanismo de osseointegração é bem conhecido e utilizado principalmente na área de implantes odontológicos e na área de implantes ortopédicos.

Mecânismo de osseointegração mecânica

A osseointegração após a inserção de um implante acontece em três fases: osteofílica, osteocondutiva e fase osseoadaptativa, descritas de forma sucinta a seguir:

Osteofílica

Primeiramente o implante é colocado no espaço entre a medula esponjosa, o sangue está inicialmente presente entre o implante e o osso, sendo que apenas uma pequena quantidade de osso está em contato com a superfície do implante, as demais partes são expostas a fluidos extracelulares. Imediatamente, inicia-se uma resposta inflamatória generalizada em torno do implante devido ao estímulo cirúrgico. Na primeira semana, as células inflamatórias respondem a antígenos estranhos, sendo que o crescimento vascular dos tecidos vitais circundantes começa pelo terceiro dia. A ossificação também começa durante a primeira semana e a resposta inicial observada na migração de osteoblastos do osso trabecular (tecido ósseo esponjoso) que pode ser devido à liberação de BMP’s (proteínas morfogenéticas ósseas). Após três semanas, uma rede vascular madura estará formada e a fase osteofilica estará completa por volta de um mês[5].

Osteocondutiva

As células ósseas, uma vez que atingem o implante, espalham-se pela superfície metálica que estabelece o osteóide. Inicialmente, esta é uma matriz de tecido conjuntivo imaturo e o depósito ósseo é uma fina camada de osso tecido chamado “foot plate”. O calo fibro-cartilaginoso é eventualmente remodelado em calo ósseo. Após três à quatro meses a superfície do implante está inteiramente recoberta com tecido ósseo[5].

Osseoadaptativa

Uma vez o iplante calcificado, o mesmo não ganha ou perde contato ósseo, mas os “foot plates” se prendem devido a uma reorientação do padrão vascular. O osso enxertado integra-se em maior grau do que o osso hospedeiro natural ao implante. Para obter resultados ótimos, um período de osseointegração de 4 meses foi recomendado para implantes colocados com enxerto, e de 4 a 8 meses para implantes colocados no osso normal[5].

Efeitos de interface

Em 1981, Schroeder [6] realizou um estudo de crescimento ósseo ao redor do implante em diversas superfícies implantadas em primatas. Os resultados demonstraram um crescimento ósseo maior na superfície rugosas formando uma “anquilose” junto ao metal. Cinco ano mais tarde, em 1986, Maniatopoulos, Pilliar e Smith[7] compararam a fixação dos ossos em implantes industrializados cilíndricos lisos, com roscas com superfícies lisas e roscas com superfícies porosas. Os autores relataram uma força interfacial maior para implantes com superfícies porosas em relação aos de superfícies lisas..

Wennerberg, Albrektsson e Lausamaa [8], em 1996, compararam o torque de remoção de implantes e a histomorfometria de implantes jateados com 25 µm de Al₂O₃ e implantes jateados por partículas de 75 µm de Al₂O₃. Além de um torque de remoção maior, houve um maior contato osso-implante nas superfícies jateadas com 75 µm Al₂O₃ (24,5% de osso em contato com implante contra 17,6% nas superfícies jateadas com 25µm). No mesmo ano, Wennerbeg et al. compararam três superfícies diferentes de implantes durante um ano, uma usinada e considerada lisa, outra jateada com partículas de 25µm de Al₂O₃ e outra jateada com partículas de 250 µm também de Al₂O₃. Os implantes com superfície lisa apresentaram valor de Sa (Ra em valores 3D) de 0,4 enquanto os jateados com partículas de 25 µm obtiveram um valor de Sa de 1,16 e os jateados com 250 µm Sa de 1,94. As duas superfícies jateadas apresentaram maior torque de remoção do que a superfície usinada. A análise histológica apresentou maior contato osso/implante nas superfícies jateadas com um ano de seguimento.

            Posteriormente em 1998, Wennerber, Hallgren e Danelli et al [9] compararam histologicamente superfícies polidas a outras três diferentes superfícies jateadas. Após 12 meses de implantação em tíbias de cobaias, as superfícies jateadas mostraram quantidade de contato ósseo superior, e entre elas, as jateadas com partículas de 75 µm se destacou.

            Em 2004, Wennerberg et al  [10], classificaram a rugosidade da superfície da seguinte maneira: os implantes lisos possuem uma rugosidade (parâmetro de Ra) inferior a 0,5 μm; os implantes minimamente rugosos possuem Ra entre 0,5 e 1,0 μm; os implantes moderadamente rugosos possuem Ra variando de1,0 a 2,0 μm e os implantes rugosos são aquelas que possuem um Ra acima de 2,0 μm.

Continuação

Se você gostou do conteúdo e se interessa por mais assuntos relacionados a engenharia biomecânica, acesse nosso blog. Semana que vem vamos continuar o assunto sobre osseointegração comentando sobre os efeitos de molhabilidade e rugosidade para a adesão celular

Sobre o autor

Lucas Kurth de Azambuja é Mestre e Engenheiro de Materiais, formado pela UFSC, especializado na área de polímeros. Também realizou intercâmbio para França na École Nationale d’ingénieurs de Saint-Étienne e estagiou na École de Mines de Saint Étinne. Desde 2017, Lucas é bolsista no Laboratório de Engenharia Biomecânica, onde realizou seu trabalho de conclusão de curso focado no estudo de degradação de implantes mamários. Posteriormente realizou sua dissertação, também no laboratório, focado na análise de insertos acetabulares após uso em in vivo. Hoje é resposável pela execução das análises poliméricas do laboratório, além de colaborar no projeto do Centro Nacional de Explantes.

Referências

[1]       P. I. Branemark, “Osseointegration and its experimental background,” J. Prosthet. Dent., vol. 50, no. 3, pp. 399–410, 1983, doi: 10.1016/S0022-3913(83)80101-2.

[2]       R. T. Bothe, L. E. Beaton, and H. A. Davenport, “Reaction of Bone to Multiple Metallic Implants. References – Scientific Research Publishing,” Scientific Research Publishing, 1940. https://www.scirp.org/(S(lz5mqp453edsnp55rrgjct55))/reference/ReferencesPapers.aspx?ReferenceID=1106890 (accessed May 17, 2021).

[3]       G. Leventhal, “TITANIUM, A METAL FOR SURGERY,” JBJS, 1951. https://journals.lww.com/jbjsjournal/abstract/1951/33020/titanium,_a_metal_for_surgery.21.aspx (accessed May 17, 2021).

[4]       E. Mcclarence, “Close To The Edge: Branemark And The Development Of Osseointegration,” undefined, 2003.

[5]       R. S. Jayesh and V. Dhinakarsamy, “Osseointegration.,” J. Pharm. Bioallied Sci., vol. 7, no. Suppl 1, pp. S226-9, 2015, doi: 10.4103/0975-7406.155917.

[6]       A. Schroeder, E. van der Zypen, H. Stich, and F. Sutter, “The reactions of bone, connective tissue, and epithelium to endosteal implants with titanium-sprayed surfaces,” J. Maxillofac. Surg., vol. 9, no. C, pp. 15–25, Feb. 1981, doi: 10.1016/S0301-0503(81)80007-0.

[7]       R. M. Pilliar, J. M. Lee, and C. D. D. S. Maniatopoulos, “Observations on the effect of movement on bone ingrowth into porous-surfaced implants,” Clinical orthopaedics and related research, 1986. https://pubmed.ncbi.nlm.nih.gov/3720113/ (accessed May 17, 2021).

[8]       A. Wennerberg, T. Albrektsson, C. Johansson, and B. Andersson, “Experimental study of turned and grit-blasted screw-shaped implants with special emphasis on effects of blasting material and surface topography,” Biomaterials, vol. 17, no. 1, pp. 15–22, 1996, doi: 10.1016/0142-9612(96)80750-2.

[9]       A. Wennerberg, C. Hallgren, and S. Danelli, “A histomorphometric evaluation of screw‐shaped implants each prepared with two surface roughnesses,” Clinical oral implants research. pp. 11–19, 1998.

[10]     A. Wennerberg et al., “Titanium release from implants prepared with different surface roughness: An in vitro and in vivo study,” Clin. Oral Implants Res., vol. 15, no. 5, pp. 505–512, 2004, doi: 10.1111/j.1600-0501.2004.01053.x.

 

Por: Eng. Arthur Sanchez de Almeída

INTRODUÇÃO

O cenário médico está em constante evolução. As inovações em técnicas cirúrgicas da coluna vertebral, materiais, métodos de fabricação e triagem levaram a melhores resultados para os pacientes. Baseado no trabalho de Dyrda (20 innovations in spine to know) [1], o autor  adaptou o texto para o português e trouxe abaixo os itens, o que crê serem mais relevantes para a pesquisa no Brasil.

MATERIAIS E FERRAMENTAS

a) Manufatura aditiva: A manufatura aditiva é um campo emergente para dispositivos ortopédicos e de coluna vertebral. No início deste ano, o Hospital de Cirurgia Especial da cidade de Nova York firmou parceria para desenvolver a primeira instalação de fornecimento de implantes ortopédicos personalizados fabricados por manufatura aditiva [2]. Paralelamente, a Faculdade de Medicina e o Instituto de Engenharia da Universidade da Califórnia em San Diego imprimiram medulas espinhais 3D e as implantaram em ratos com lesões graves [3]. Várias fabricantes de instrumentação também lançaram implantes impressos em 3D, feitos de titânio e PEEK. A tecnologia poderá fornecer um implante individualizados para a anatomia de cada paciente.

Uma busca no banco de dados da US National Library of Medicine (PubMed Central) com os termos “additive manufacturing spine” resulta em 333 publicações nos últimos 5 anos. Algumas de interesse foram levantadas [4-9].

b) Nanotecnologia: Em 2014, o FDA emitiu sua primeira liberação para aplicação de nanotecnologia de superfície em um implante desenvolvido com nanotexturas que geram respostas osteogênicas e angiogênicas para impulsionar o crescimento ósseo nas fusões espinhais [10]. Cerca de quatro anos depois, o FDA liberou o primeiro implante espinhal de nanotecnologia feito com PEEK [11]. A nanotecnologia no campo da coluna vertebral apesar de promissora em várias aplicações ainda está nos estágios iniciais [12].

Uma busca no banco de dados da US National Library of Medicine (PubMed Central) com os termos “nanotechnology spine” resulta em 424 publicações nos últimos 5 anos. Algumas de interesse foram levantadas [13-16].

c) Titânio: Na década de 90, os cages de titânio foram associadas ao afundamento do espaçador intervertebral na estrutura óssea devido ao seu design. No entanto, projetos atualizados tornam os implantes de titânio com tecnologia de superfície atraentes por promoverem o crescimento ósseo. Todd Lansford, do Centro de Medicina Esportiva e Ortopédica da Carolina do Sul afirma em depoimento [17] que as maiores inovações no material para implantes certamente estariam no titânio com baixo módulo de elasticidade que permite todos os benefícios do titânio, mas sem os riscos.

Uma busca no banco de dados da US National Library of Medicine (PubMed Central) com os termos “titanium low Young’s modulus spine” resulta em 224 publicações nos últimos 5 anos. Algumas de interesse foram levantadas [18-21].

d) Robótica: A robótica para cirurgias minimamente invasivas da coluna está se tornando comum em países desenvolvidos. Cada sistema é diferente, mas todos visam melhorar a precisão, exatidão cirúrgica e posicionamento dos parafusos. Os cirurgiões podem planejar previamente seus procedimentos com base em tomografias computadorizadas da anatomia do paciente e executar com a tecnologia robótica, reduzindo o tempo cirúrgico, exposição à radiação e o tempo de permanência, reduzindo assim o custo do atendimento. O mercado de robótica de coluna atingiu US$ 75 milhões em 2017 e deve crescer para US$ 320 milhões até o final de 2026, de acordo com a Transparency Market Research. [22]

Uma busca no banco de dados da US National Library of Medicine (PubMed Central) com os termos “minimally invasive robotic spine” resulta em 515 publicações nos últimos 5 anos. Algumas de interesse foram levantadas [24-28].

e) Correção de deformidades: De acordo com a Persistence Market Research, há um amplo espaço para inovação no mercado de correção de escoliose, este que movimenta cerca de US$ 2,4 bilhões. Novos desenvolvimentos no campo incluem tecnologias que incorporam instrumentação de perfil mais baixo, melhoram a precisão do posicionamento de parafusos pediculares e permitem procedimentos menos invasivos. Em pacientes adolescentes, hastes de crescimento controladas magneticamente requerem apenas um procedimento cirúrgico invasivo e, em seguida, os cirurgiões podem aumentar a haste magneticamente com um controle remoto externo. As hastes magnéticas têm sido utilizadas alguns países e seus resultados preliminares têm mostrado uma diminuição no número de complicações, internações e custo, além de diminuir a ansiedade das crianças e seus pais. [29]

Uma busca no banco de dados da US National Library of Medicine (PubMed Central) com os termos “Magnetic growing rods spine” resulta em 173 publicações nos últimos 5 anos. Algumas de interesse foram levantadas [30-35].

TÉCNICAS E PROCEDIMENTOS

a) Navegação: A tecnologia de navegação da coluna vertebral auxiliam principalmente na colocação precisa dos parafusos pediculares, mas também podem ajudar a planejar incisões e trajetórias dos instrumentos, reduzir a exposição a raios-X e permitir uma colocação mais segura dos implantes. Em 2016, ocorreu o primeiro Spinal Navigation, Emerging Technologies and Systems Integration Meeting para as partes interessadas discutirem as principais tendências do mercado. Charles Fisher e sua equipe apontaram uma relação custo-efetividade para sistemas de navegação baseados em tomografia computadorizada em US$ 15.962 para instituições com 254 procedimentos de instrumentação espinhal por ano. [36]

Uma busca no banco de dados da US National Library of Medicine (PubMed Central) com os termos “navigation spine” resulta em 2478 publicações nos últimos 5 anos. Algumas de interesse foram levantadas [37-40].

b) Cirurgia endoscópica: Os procedimentos endoscópicos podem ser realizados sob anestesia local e sedação em regime ambulatorial. Cirurgiões na Europa e na Ásia adotaram técnicas endoscópicas para cirurgia da coluna vertebral a uma taxa mais alta do que nos EUA, e um artigo de 2018 no Asian Spine Journal sugere que a incorporação de tecnologia robótica com instrumentação endoscópica pode ser a próxima evolução na expansão do tratamento para cirurgias mais complexas, incluindo ressecção e correção de escoliose. [41]

Uma busca no banco de dados da US National Library of Medicine (PubMed Central) com os termos “Endoscopic surgery spine” resulta em 3543 publicações nos últimos 5 anos. Algumas de interesse foram levantadas [42-46].

c) Substituição total de disco: Estudos mostram que as taxas de reoperação em cirurgias para fusões espinhais de um e dois níveis são de 14% a 17%, em comparação com 2% a 5% para cirurgias de substituições total de discos. Os dados de dois anos em disco artificial mostram que 91,2% dos pacientes que receberam substituição de disco relataram dor no pescoço melhorada, em comparação com 77,9% dos pacientes submetidos a fusões, que também relataram uma taxa sete vezes maior de uso de opioide no pós-operatório do que pacientes com substituição de disco. [47] As substituições de discos lombares apresentam desafios diferentes das substituições de discos cervicais, mas estudos sugerem que elas também podem ser eficazes. [48]

Uma busca no banco de dados da US National Library of Medicine (PubMed Central) com os termos “total disc replacement” resulta em 5473 publicações nos últimos 5 anos. Algumas de interesse foram levantadas [49-54].

d) Estabilização interlaminar: Esse procedimento foi desenvolvido para pacientes com estenose espinhal que não precisam de fusão, mas falharam no tratamento conservador. Durante o procedimento, os cirurgiões realizam uma descompressão e, em seguida, inserem um dispositivo de estabilização interlaminar entre a lâmina adjacente de um ou dois segmentos. Os estudos mostram que um numero maior de pacientes com estabilização interlaminar relataram resultados clínicos bem-sucedidos com dor e função melhoradas, em comparação com os pacientes com fusão.

Uma busca no banco de dados da US National Library of Medicine (PubMed Central) com os termos “interlaminar stabilization” resulta em 261 publicações nos últimos 5 anos. Algumas de interesse foram levantadas [55-58]

e) Aumento vertebral: Pacientes com fraturas da coluna vertebral podem se beneficiar do aumento vertebral, incluindo vertebroplastia e cifoplastia. Em 2018, a International Society for the Advancement of Spine Surgery declarou que o aumento vertebral tem evidências associadas suficiente para ser considerado eficaz no tratamento de fraturas por compressão vertebral sintomáticas. Estudos também mostram que pacientes submetidos a vertebroplastia ou cifoplastia têm até 43% menos risco de mortalidade cinco anos após o tratamento do que pacientes submetidos a tratamento não cirúrgico [59].

Uma busca no banco de dados da US National Library of Medicine (PubMed Central) com os termos “Vertebral augmentation” resulta em 3598 publicações nos últimos 5 anos. Algumas de interesse foram levantadas [60-65]

SOBRE O AUTOR

Arthur Sanchez de Almeída é formado em engenharia mecânica pela Universidade Estadual do Oeste do Paraná e atualmente faz mestrado em engenharia mecânica na Universidade Federal de Santa Catarina. Seu projeto de mestrado foca eem investigar o fenômeno de fadiga de implantes para coluna vertebral.

 

 

REFERÊNCIAS

[1]    DYRDA, L. 20 innovations in spine to know | 2019. Disponível em: <https://www.beckersspine.com/20-innovations-in-spine-to-know-2019.html>. Acesso em: 5 nov. 2019.

[2]    SURGERY, H. HSS Announces First Provider-based 3D Printing Lab for Complex, Personalized Orthopedic Implants. Disponível em: <https://www.prnewswire.com/news-releases/hss-announces-first-provider-based-3d-printing-lab-for-complex-personalized-orthopedic-implants-300774007.html>. Acesso em: 5 nov. 2019.

[3]    KOFFLER, Jacob et al. Biomimetic 3D-printed scaffolds for spinal cord injury repair. Nature medicine, v. 25, n. 2, p. 263, 2019.

[4]    PROVAGGI, Elena; LEONG, Julian JH; KALASKAR, Deepak M. Applications of 3D printing in the management of severe spinal conditions. Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers, Part H: Journal of Engineering in Medicine, v. 231, n. 6, p. 471-486, 2017.

[5]    JAVAID, Mohd; HALEEM, Abid. Additive manufacturing applications in orthopaedics: a review. Journal of clinical orthopaedics and trauma, v. 9, n. 3, p. 202-206, 2018.

[6]    YOUSSEF, Almoatazbellah; HOLLISTER, Scott J.; DALTON, Paul D. Additive manufacturing of polymer melts for implantable medical devices and scaffolds. Biofabrication, v. 9, n. 1, p. 012002, 2017.

[7]    GIBBS, David MR et al. Hope versus hype: what can additive manufacturing realistically offer trauma and orthopedic surgery?. Regenerative medicine, v. 9, n. 4, p. 535-549, 2014.

[8]    WILCOX, Ben et al. Systematic review of 3D printing in spinal surgery: the current state of play. Journal of Spine Surgery, v. 3, n. 3, p. 433, 2017.

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OBS: Essa postagem é meramente educativa e informativa. Não há interesse de promover nenhuma marca de produto ou empresa. Caso sinta que o direito de imagem foi desrespeitado, por favor nos informe e o problema será rapidamente resolvido

 

 

 

INTRODUÇÃO

Os primeiros relatos do tratamento do quadril doloroso datam de 1780 em pacientes com sequelas de artrite infecciosa por tuberculose.

Desde então, os cientistas vêm procurando materiais e métodos para substituir a articulação do quadril, e assim, aliviar a dor dos pacientes.

O grande avanço da cirurgia para implante de próteses de quadril foi na década de 60 e 70 do século XX, pelo cirurgião Inglês, Sir John Charnley.

Além de ter desenvolvido uma prótese com relatos na literatura de 30 anos de durabilidade, Charnley desenvolveu o cimento ósseo para fixação dos implantes, o Polietileno de ultra peso molecular para articular a cabeça metálica das próteses, e métodos para se evitar infecções cirúrgicas.

Novos materiais, novas tecnologias, técnicas cirúrgicas foram se aprimorando, e assim, mais pacientes puderam se beneficiar das próteses totais de quadril.

Contudo, nem todas as próteses tiveram bons resultados. Algumas com soltura precoce, desgastes do material, infecção e até quebra do implante. Nestes casos, há que se substituir o implante, realizar, portanto, uma Revisão de Prótese do Quadril.

Quando ocorre uma soltura de prótese, pode haver reabsorção do osso ao redor do implante, criando um  defeito ósseo,  muitas vezes, de grandes proporções.

Diversos métodos foram desenvolvidos para o tratamento destes grandes defeitos ósseos. Implantes de maior tamanho, chamados Jumbo, e o uso de enxerto ósseo são os mais comuns.  O enxerto ósseo pode ser retirado do próprio paciente, quando a quantidade necessária é pequena.  Caso contrário,  há necessidade de se recorrer a um Banco de Tecidos Ósseo, que apesar de ser uma excelente alternativa, é burocrático e poucos hospitais têm credenciamento para transplantes.

Alternativa mais moderna para resolver os casos de grande complexidade, é a utilização de um material conhecido como METAL TRABECULADO.

 

METAL TRABECULADO

Metal Trabeculado é uma estrutura geométrica em forma de rede que permite o crescimento do osso no seu interior. Pode ser utilizado em diferentes partes de uma prótese, na bacia, no fêmur, joelho, coluna, e implantes dentários. Também são feitos acessórios para próteses do quadril, chamadas, Cunhas, que ajudam a preencher os defeitos ósseos e aumentam a estabilidade destas próteses.

Inicialmente desenvolvido em Tantalum,  metal elementar que ocupa o número 73 na tabela periódica, o Tantalum apresenta alta resistência, biocompatibilidade, e o módulo de elasticidade próximo ao osso humano.  Além disto, sua geometria trabecular permite que haja uma perfeita integração do osso com este metal.

 

 

O METAL TRABECULADO também pode ser produzido em Liga de Titânio, que apesar de ter um módulo de elasticidade maior que o osso, também é um material de alta resistência e biocompatibilidade.

Os estudos clínicos não mostraram diferença significativa nos resultados dos implantes produzidos com Metal Trabeculado em Tântalum ou em Titânio .

Uma das principais vantagens clínicas do uso de próteses de quadril em Metal Trabeculado, é a diminuição da necessidade do uso de enxerto ósseo homólogo, ou seja, transplante de tecido ósseo.

Outra vantagem é a capacidade destes implantes de se fixarem em ossos com má qualidade (osteoporose, e outras doenças que enfraquecem o osso).

Assim, a tecnologia do Metal Trabeculado nas Próteses de Quadril trouxe um avanço imensurável, reduzindo o tempo cirúrgico e permitindo a resolução de casos extremamente complexos na Cirurgia do Quadril.

A utilização das próteses em Metal Trabeculado seja em Tântalum ou Titânio requer, além de treinamento avançado, experiência do cirurgião em técnicas cirúrgicas  de revisões de prótese de quadril em casos complexos.

SOBRE O AUTOR

O Dr. Marcos Emilio Kuschnaroff Contreras é formado em medicina pela Universidade de Mogi das Cruzes em (1987). Residente na área de ortopedia na  Fundação Ítalo Brasileira do Hospital Umberto I (1990). Fez especialização em Cirurgia do Quadril Adulto e Infantil na Fundação Ítalo Brasileira do Hospital Umberto I (1991),  Mestrado em Ciências do Movimento Humano – Biomecânica , Udesc/Cefid (2004), Mestre em Alto Rendimento Esportivo – Universidade Pablo de Olavide-Espanha (2008). O Dr. Contreras é Membro Titular da Sociedade Brasileira de Ortopedia e Traumatologia,  Membro Titular da Sociedade Brasileira de Quadril, Membro da The Hip Preservation Society (ISHA), Ex-Chefe do Serviço de Ortopedia e Traumatologia do Hospital Governador Celso Ramos- Florianópolis – SC e Ex-Chefe do Grupo de Quadril do Serviço de Ortopedia e Traumatologia do Hospital Governador Celso Ramos- Florianópolis – SC

Além disso, o Dr. Marcos Contreras realizou treinamento  com Prótese em Metal  Trabeculado em Tantalum, no Miami Anatomical Research Center, com os Professores Dr. Todd Sekundiak, Dr.James A. Rand, Dr.Jamie McAtee, expoentes na área de cirurgia do quadril, mundialmente conhecidos.

Ainda, Dr. Contreras possui um canal na internet (drcontreras.com.br) e no instagram, no qual apresenta conteúdo escrito e em vídeo respondendo as diferentes dúvidas que o paciente pode ter sobre os procedimentos de quadril.O Dr. Contreras é parceiro do Laboratório de Engenharia Biomecânica fazendo a ponte entre o LEBm e o Hospital Governador Ceslo Ramos.

 

 

Por: Eng. Amaury Sousa Sá

Um dos aspectos mais importantes da Biomecânica é mapear os movimentos que o corpo humano produz ao praticar determinadas ações, sendo para melhoramento de uma prática esportiva ou desenvolvimento de dispositivos que facilitem essa movimentação. No caso da Engenharia biomecânica, esse mapeamento é importante para compreensão das cargas exercidas sobre os implantes desenvolvidos. Um subdimensionamento dessas cargas no design final, pode levar a consequências catastróficas. Nos tópicos a seguir focaremos como é estudado a movimentação da articulação tibiofemoral, mais conhecida como joelho.

 

Cargas exercidas no joelho

A articulação tibiofemoral suporta carregamentos advindos de diferentes fontes durante a sua rotina normal de trabalho, prioritariamente carregamentos de compressão e cisalhamento. A sustentação de peso e a contração dos músculos que cruzam o joelho e colaboram para o aparecimento destas forças, onde a compressão é a maior força quando o joelho está completamente estendido. Os músculos que cruzam o joelho, têm uma maior parcela na compressão da articulação tibiofemoral, porém o músculo do glúteo médio é responsável por uma parcela considerável para a compressão no platô tibial medial (HALL, 2016).

 

O mapeamento dessas cargas e força exercida em seus componentes

Com o objetivo de realizar o mapeamento das cargas atuantes em uma prótese de joelho durante as atividades diárias, BERGMANN et al. Implantou próteses de joelho instrumentadas em uma série de pacientes. As atividades propostas por eles foram: caminhada, subida e decida de escada e o movimento de levantar e sentar de uma cadeira. A figura 1 apresenta os sentidos e direções das forças e momentos encontrados.

O mapa de carregamento durante um ciclo e cada atividade são apresentados nas figuras a seguir.

A força compressiva que a articulação tibiofemoral é submetida durante a fase de apoio da marcha é apresentada como ligeiramente maior do que três vezes o peso corporal, e podendo chegar a até aproximadamente quatro vezes o peso corporal durante a subida de uma escada (SRITHARAN; LIN; PANDY, 2012).

A maior parte da carga durante o apoio com o joelho completamente estendido fica concentrada no platô tibial medial, já a maioria das cargas de menor intensidade durante a fase de balanço são concentradas no platô tibial lateral (WINBY et al., 2009). O côndilo tibial medial suporta 60% do peso do joelho e é uma estrutura mais espessa (MALIK et al., 2021).

A função dos meniscos é realizar a distribuição das cargas que estão sendo impostas a articulação tibiofemoral por uma área maior, reduzindo a intensidade da tensão na articulação. O menisco também influencia diretamente na absorção de força no joelho, suportando até 45% da carga total (SHRIVE; O’CONNOR; GOODFELLOW, 1978). Como os meniscos ajudam a proteger as superfícies articulares dos ossos do desgaste, os joelhos submetidos a meniscectomias têm maior probabilidade de desenvolver condições degenerativas (HALL, 2016).

A articulação patelofemoral também exerce uma força no joelho e segundo Reilly (1972) durante uma caminhada nivelada essa força pode atingir a metade do peso corporal do indivíduo, atingir até 3,3 vezes peso corporal ao subir uma escada e pode atingir na ordem de 7,6 vezes o peso corporal ao realizar um exercício de agachamento.

 

Sobre o Autor

Amaury Sousa Sá é Engenheiro Mecânico formado pelo Instituto Federal do Piauí e atualmente cursa mestrado em Engenharia Mecânica pela Universidade Federal de Santa Catarina. Seu trabalho de pesquisa no Laboratório de Engenharia Biomecânica  (LEBm) foca na avaliação das características de projeto das próteses de joelho.

Mais informações:

https://www.linkedin.com/in/amaury-s%C3%A1-9205429b/

 

 

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Sobre o Autor

Lucas Kurth de Azambuja é Mestre e Engenheiro de Materiais, formado pela UFSC, especializado na área de polímeros. Também realizou intercâmbio para França na École Nationale d’ingénieurs de Saint-Étienne e estagiou na École de Mines de Saint Étinne. Desde 2017, Lucas é bolsista no Laboratório de Engenharia Biomecânica, onde realizou seu trabalho de conclusão de curso focado no estudo de degradação de implantes mamários. Posteriormente realizou sua dissertação, também no laboratório, focado na análise de insertos acetabulares após uso em in vivo. Hoje é responsável pela execução das análises poliméricas do laboratório, além de colaborar no projeto do Centro Nacional de Explantes.

Por: Dr. Eng. Patricia Ortega Cubillos

A Análise de explantes (implantes retirados de pacientes) é uma alternativa?

A análise de explantes é um estudo que tem como intuito pesquisar implantes retirados de pacientes (explantes) por motivos de falha, perda de funcionalidade do componente ou complicações clinicas do paciente.  No mundo começou a   se dar ênfase em estes estudos na década de 80.

O estudo de explantes cada vez mais vem crescendo devido à alta taxa de cirurgias de revisão que hoje vêm sendo realizadas com o aumento da longevidade da população mundial e a diversificação de dispositivos médicos desenvolvidos para atender condições anatômicas e patológicas específicas.

Experimentalmente na análise de explantes é realizado inicialmente um estudo macroscópico não destrutivo dos danos superficiais apresentados em todos os componentes.  Os danos são analisados e avaliados através de metodologias qualitativas   e/ou quantitativas especificas desenvolvidas para a análise de cada componente das diversas próteses (Ex: componentes de próteses de joelho e quadril). Na sequência podem ser feitos ensaios destrutivos com para realizar análises de caracterização de biomateriais, propriedades mecânicas e micromecanismos de danos dos componentes avaliados. Finalmente análises dos tecidos adjacentes as próteses também podem ser realizadas para obter informações de celularidade, histopatológicas e microbiológicas que permitam obter informações de biocompatibilidade e reações adversas nos pacientes.

Em geral, a análise de explantes é realizada em componentes coletados durante cirurgias de revisão, quando os implantes deixam de desempenhar sua função e gerar complicações ao paciente devido a condições biológicas, biomecânicas, uso indevido ou qualidade das próteses.  Particularmente quanto se fala de qualidade de próteses, esta pode abranger projeto, matéria-prima, processo de fabricação, e biocompatibilidade.  A falha por perda de funcionalidade ou fratura das próteses também podem ser consequência da combinação de alguns destes fatores.

Neste cenário, a análises de explantes e de suas falhas requerem uma abordagem multidisciplinar para, além de elucidar a causa de falha, identificar fatores que possam contribuir para o aprimoramento de produtos e processos, beneficiando o setor medico hospitalar, primordialmente os pacientes.

O estudo de explantes, em centros de pesquisa do mundo, indicam que estás análises tem sido utilizada para além da investigação de casos de eventuais reclamações ou ações legais, mas como fonte de informação para a melhoria contínua de produtos, fornecendo subsídios valiosos para o aprimoramento da regulação sanitária sobre a segurança e a eficácia dos mesmos. Estas informações podem retroalimentar o desenvolvimento de próteses e implantes pela indústria, mediante a melhoria dos projetos.

Neste sentido a Análise de explantes sim é uma alternativa para o aprimoramento do setor de implantes ortopédicos que pode gerar o aprimoramento dos produtos desenvolvidos e fabricados no Brasil, o que é importante para os pacientes e para a reversão do quadro negativo da balança comercial brasileira no setor odonto-médico-hospitalar com o desenvolvimento e otimização de seus produtos.

Sabendo da importância desta área  O Laboratório de Engenharia Mecânica está sendo pioneiro na criação do CNAex “ Centro Nacional de Explantes” para contribuir com a ciência e a tecnologia do pais através da análise de explantes que hoje estão sendo coletados em  hospitais  parceiros do LEBm como o INTO “Instituto Nacional de Traumatologia e Ortopedia”.

Sobre a Autora

 

Dr. Eng. Patricia Ortega Cubillos possui Graduação em Engenharia de Materiais pela “Universidad del Valle” – Colômbia (2001), Mestrado em Ciência e Engenharia de Materiais pela Universidade Federal de Santa Catarina (2005), Doutorado em Engenharia Mecânica pela Universidade Federal de Santa Catarina (2011) e Pós-doutorados em Ciência e Engenharia de Materiais na Universidade Federal de Santa Catarina em cooperação com a Technische Universität Kaiserslautern da Alemanha (2014) e no Departamento de Engenharia Mecânica da UFSC desde 2017. Pesquisadora nas áreas de materiais metálicos, análise de falhas, biomateriais, biomecânica e retrieval analysis. Atualmente esta realizando um Pós-Doutorado na área de Engenharia Mecânica na UFSC, é membra do Comitê Técnico ASTM F04 e ISO TC 150 e secretaria da Comissão de Estudos da ABNT – CE26:070.01 – Biomateriais para Implantes do Comitê Brasileiro Odonto-médico-Hospitalar (ABNT/CB26). Dr. Patricia também é CEO da FMEA Engineering, empresa especializada em análises de falhas.

Por: M.e. Eng. Lucas Kurth de Azambuja

O que é a Engenharia Biomecânica?

 

Uma definição da Universidade de Stanford  associa a Engenharia Biomecânica ao uso combinado de princípios de Engenharia Mecânica e conhecimentos de Biologia para entender melhor como estas áreas podem ser usadas juntas para aprimorar a qualidade de vida das pessoas[1].

Corpo e máquina

 

Ao avaliarmos o corpo humano como uma máquina, temos mecanismos e articulações que funcionam 24h por dia, 365 dias por ano e durante aproximadamente 72 anos.

Estima-se que um humano ativo realiza cerca de 13 mil passos por dia, em 72 anos ele dará 340 milhões de passos, ou seja, 170 milhões de rotações em cada joelho ou quadril. Considerando-se que a passada humana tem 0,3 metros, andamos cerca de 102 mil  quilômetros durante a vida.

Algumas máquinas como carros são levadas para revisão a cada 10 mil quilômetros e, em algumas situações, há a necessidade de troca de componentes mecânicos e elétricos. Em algumas situações, nós humanos”, também necessitamos de troca de partes após uma longa “rodagem”.

Envelhecimento da população e a necessidade de implantes

 

A expectativa humana tem aumentado com o auxílio dos avanços da medicina. Em 1950, a expectativa de vida era de 52 anos, hoje a ela gira em torno de 72 anos [2]. Esse aumento do tempo de vida, no entanto, trouxe algumas limitações. Doenças como artrite, osteoporose, dentre outras, fazem com que nossas articulações percam lubrificação e se degenerem [3].

Quando essa degeneração se encontra em um ponto avançado, há duas opções: (1) não se locomover mais e depender do auxílio de uma cadeira de rodas ou de um andador, ou (2) realizar uma artroplastia, a substituição parcial ou total da articulação por um implante [3].

 

Implantes: ciência e engenharia imitando a natureza

 

O implante é um dispositivo desenvolvido e fabricado para substituir articulações, ossos ou cartilagens devido a um dano ou deformação – como uma perna quebrada ou um defeito congênito [4].

 

Quais os aspectos de desenvolvimento?

 

• Biomecânica articular

Nossas articulações envolvem movimentos complexos, com alto grau de liberdade e conectados a ligamentos e músculos que realizam forças opostas a fim de equilibrar o conjunto.

Por exemplo: o quadril é uma articulação esférica formada pela cabeça do fêmur conectada à cavidade pélvica chamada de acetábulo (articulação bola em soquete). Para que não haja contato de um osso com outro, a cabeça femoral e o acetábulo são revestidos com cartilagem.

O labrum acetabular é uma estrutura fibrocartilaginosa que circunda o acetábulo, aumentando a cobertura da cabeça femoral, estabilizando melhor o quadril e mantendo a pressão hidrostática intra-articular.

O líquido sinovial “lubrifica” a articulação, que é delimitada pela cápsula articular. Esta também auxilia na estabilidade e restrição da amplitude de movimento do quadril. Este sistema conta com a ação conjugada de três ligamentos: ligamento iliofemural que limita a rotação do fêmur em torno de seu eixo logitudinal, o ligamento pubofemural, que restringe a abdução do quadril e o ligamento isquiofemural, que limita a rotação medial do quadril[5].

Além da anotomia deve se entender os movimentos que o par realiza. O quadril realiza seis movimentações diferentes com diferentes graus de movimentação: flexão, extensão,adução, abdução, rotação medial e rotação lateral [6].

 

 

• Biomateriais

Os primeiros materiais utilizados nas primeiras cirurgias com implantes, eram rudimentares, sem conhecimento sobre a interação com o corpo humano. O paciente geralmente ia a óbito devido a alguma infecção ou até mesmo por envenenamento causado pelo material. Ainda, havia o uso de matérias naturais como o marfim, mas com propriedade limitadas [4].

Isso deu abertura ao desenvolvimento de uma nova modalidade de materiais, os biocompatíveis, que são inertes ou que se integram ao corpo.

Exemplo: materiais cerâmicos possuem inércia química em sua superfície fazendo com que o corpo não reaja e não rejeite o implante. Já o Titânio possui propriedade de osseointegração, que faz com que o osso se integre ao metal[4].

• Projeto de implantes cirúrgicos

Tendo os conhecimentos dos movimentos e esforços dos pares estudados, além do material a ser utilizado, se necessita de um design que se adapte ao espaço, exigências e propriedades do material escolhido. Nesse ponto, o engenheiro biomecânico elabora o projeto dos implantes com base nos conhecimentos de engenharia, analisa o design por meio de simulações numéricas computacionais, faz protótipos e testa em laboratório até ter a aprovação para uso in vivo.

Implantes hoje

 

Em uma comparação com 50 anos atrás e atualmente, novos designs e materiais permitiram próteses com menos rejeição e mais tempo in vivo aumentando o tempo entre as revisões e melhorando a qualidade de vida do paciente [4].

Atualmente, o par mais utilizado para cirurgias de artroplastia de quadril é o par cabeça metálica e inserto acetabular polimérico, devido ao baixo custo e alta eficiência [7].

Outros pares tribológicos também têm aparecido no mercado como cabeças femorais e insertos acetabulares cerâmicos e a combinação destes em pares metálicos e poliméricos [7].

O que está por vir?

 

Apesar dos grandes avanços na tecnologia de implantes de articulação, o Santo Graal da cirurgia de implante de articulação ainda não foi alcançado: um implante verdadeiramente duradouro em um indivíduo jovem e ativo.

Os problemas atuais que contribuem para a falha do implante incluem os enigmas da interface (falta de osseointegração) e infecção do implante[8].

Visando alcançar o ótimo dos implantes, tem se investido altos valores nas pesquisas de melhorias nos implantes, como algumas citadas abaixo:

• Superfícies bioativas

Essa abordagem visa a criação de uma superfície bioativa no implante por meio da aplicação de revestimentos por técnicas baseadas em bioquímica e físico-química.

Em técnicas bioquímicas, moléculas orgânicas tais como fatores de crescimento, peptídeos ou enzimas são incorporadas à superfície do implante para causar as respostas celulares específicas.

Em técnicas físico-químicas, a incorporação é alcançada com fases inorgânicas, como fosfato de cálcio, o que pode aumentar o bloqueio bioquímico entre proteínas da matriz óssea e materiais de superfície, melhorando assim a ligação óssea [8].

• Manufatura sob medida

Além de mudanças de superfície, empresas têm investido na área de manufatura dos implantes. As empresas têm concentrado seus esforços para desenvolvimento de implantes manufaturados por impressão 3D, sob medida, a um baixo custo e uma velocidade competitiva de entrega[9][10].

 

• Próteses inteligentes

Projetos mais audaciosos visam a aplicações de implantes inteligentes para a artroplastia de joelho, artroplastia de quadril, fusão da coluna vertebral, entre outros.

Os implantes ortopédicos inteligentes podem ser usados ​​para medir parâmetros físicos de dentro do corpo, incluindo pressão, força, tensão, deslocamento, proximidade e temperatura.

Os dados coletados por esses implantes podem agilizar um diagnóstico de falha, além de fornecer dados importantes para o desenvolvimento da tecnologia de implantes[11][12].

Sobre o autor

 

Lucas Kurth de Azambuja é Mestre e Engenheiro de Materiais, formado pela UFSC, especializado na área de polímeros. Também realizou intercâmbio para França na École Nationale d’ingénieurs de Saint-Étienne e estagiou na École de Mines de Saint Étinne. Desde 2017, Lucas é bolsista no Laboratório de Engenharia Biomecânica, onde realizou seu trabalho de conclusão de curso focado no estudo de degradação de implantes mamários. Posteriormente realizou sua dissertação, também no laboratório, focado na análise de insertos acetabulares após uso em in vivo. Hoje é resposável pela execução das análises poliméricas do laboratório, além de colaborar no projeto do Centro Nacional de Explantes.

 

 

 

Referências

[1]      Stanford, “Biomechanical Engineering FAQ | Mechanical Engineering,” 2021. https://me.stanford.edu/groups/biomechanical-engineering-program/biomechanical-engineering-faq (accessed Mar. 22, 2021).

[2]      Banco Mundial, “WDI – People,” 2021. https://datatopics.worldbank.org/world-development-indicators/themes/people.html (accessed Mar. 22, 2021).

[3]      D. S. De Oliveira, “ANÁLISE EPIDEMIOLÓGICA DE PACIENTES SUBMETIDOS À PRÓTESE DE QUADRIL – AVALIAÇÃO DO BANCO DE DADOS DE UMA OPERADORA DE SAÚDE DO ESTADO DO PARANÁ,” PONTIFÍCIA UNIVERSIDADE CATÓLICA DO PARANÁ, 2009.

[4]      J. Y. Wong and J. D. Bronzino, BioMaterials. Taylor & Francis Group, 2007.

[5]      Kenhub, “Anatomia do Quadril (Anca) e Coxa,” 2021. https://www.kenhub.com/pt/library/anatomia/quadril-anca-e-coxa (accessed Apr. 05, 2021).

[6]      L. Jorge Patrizzi, K. Helena Coelho Vilaça, E. Takehiro Takata, and G. Trigueiro, “Pre-and Post-Surgery Analysis of Functional Capacity and Quality of Life of Patienst with Osteoarthritis Submitted to Total Hip Artroplasty,” 2004.

[7]      P. Sharplin, M. C. Wyatt, A. Rothwell, C. Frampton, and G. Hooper, “Which is the Best Bearing Surface for Primary Total Hip Replacement? A New Zealand Joint Registry Study,” no. April 2018, 2017, doi: 10.5301/hipint.5000585.

[8]      W. Wang, Y. Ouyang, and C. Khoon Poh, “Orthopaedic Implant Technology: Biomaterials from Past to Future,” 2011.

[9]      H. Patel, “How Stryker Hopes to Win with Additive Manufacturing – Technology and Operations Management,” 2018. https://digital.hbs.edu/platform-rctom/submission/how-stryker-hopes-to-win-with-additive-manufacturing/ (accessed Apr. 05, 2021).

[10]    Orthostreams, “An Engineering review of surfacing technologies in 3D Printing for orthopedic implants |.” https://orthostreams.com/2018/07/an-engineering-review-of-surfacing-technologies-in-3d-printing-for-orthopedic-implants/ (accessed Apr. 05, 2021).

[11]    C. O’Connor and A. Kiourti, “Wireless Sensors for Smart Orthopedic Implants,” Journal of Bio- and Tribo-Corrosion, vol. 3, no. 2. Springer International Publishing, Jun. 01, 2017, doi: 10.1007/s40735-017-0078-z.

[12]    E. H. Ledet, B. Liddle, K. Kradinova, and S. Harper, “Smart implants in orthopedic surgery, improving patient outcomes: a review HHS Public Access,” Innov Entrep Heal., vol. 5, pp. 41–51, 2018, doi: 10.2147/IEH.S133518.

 

Por: Prof. Dr. Eng. Carlos Rodrigo de Mello Roesler – LEBm/HU-UFSC

Os crescentes avanços científicos e tecnológicos incorporaram à área da saúde o uso de sofisticadas técnicas de projeto, biomateriais e processos de fabricação, resultando no lançamento de produtos complexos destinados à interação com o corpo humano. A atuação conjugada de equipes multidisciplinares coordenadas por engenheiros biomédicos é fundamental para os avanços tecnológicos na área, impulsionando esta profissão relativamente recente no Brasil e cujo crescimento destaca-se mundialmente:

 

A demanda por este profissional apoia-se em um mercado global que deve atingir US $ 71,67 bilhões até 2026 devido ao aumento da população geriátrica (Fortune Business Insights). Trata-se de profissional que, tendo habilidades natas para as ciências exatas, encontra um propósito de vida focado na melhoria da saúde e o bem-estar humanos, desenvolvendo teorias, sistemas e produtos fundamentais para apoiar as indústrias médicas, prestadores de cuidados de saúde, agências governamentais e entidades acadêmicas (Biomedical Engineering Society). As oportunidades de atuação são amplas:

No cenário nacional, as principais sub-áreas de atuação são a Engenharia Biomecânica (projeto e desenvolvimento de dispositivos médicos para a área ortopédica, odontológica e vascular), Engenharia Clínica ou Hospitalar (desenvolvimento de projetos para instalações médicas; assessoria para especificação, aquisição, certificação e manutenção de equipamentos eletromédicos), Informática Médica ou Informática em Saúde (desenvolvimento de software para apoiar processos da área da Saúde, processamento de imagens e sinais, cyber security) e Tecidos Artificiais e Biomateriais (produção de tecidos biológicos e órgãos artificiais; nano-estruturas). Felizmente, o perfil do estudante brasileiro apresenta alta aderência à esta carreira, e de fato hoje o Brasil já conta com 14 universidades públicas e privadas, reconhecidas pelo MEC, que oferecem o curso superior de Engenharia Biomédica.

Particularmente, a área de fabricação de dispositivos médicos merece destaque no cenário nacional, com polo industrial na região de Rio Claro – SP reconhecido internacionalmente e absorvendo grande parte da oferta de novos engenheiros em um movimento de qualificação de seus quadros e resultados. O mercado de implantes de substituição de articulações ortopédicas da América do Norte é o maior do mundo. Atualmente, é responsável por 53,7% do mercado global de implantes de substituição de articulações ortopédicas. A Europa Ocidental é o segundo maior mercado de implantes de substituição de articulações ortopédicas do mundo, respondendo por 19,6% do mercado global de implantes de substituição de articulações ortopédicas. Índia, China, Japão e Brasil, respectivamente, são os mercados de crescimento estimado mais rápido para os principais implantes de substituição de articulações ortopédicas até 2022.

Devido à estrutura do setor médico-hospitalar brasileiro, que apresenta características intrínsecas a países com dimensões continentais, o volume de negócios que prescindem de engenheiros biomédicos é expressivo, e a consolidação deste profissional agindo de forma conjugada com profissionais de saúde no Brasil é uma realidade em 2021.

Referências:

https://www.businesswire.com/news/home/20180815005549/en/Major-Orthopedic-Joint-Replacement-Implants-2018-2022—Global-Market-Opportunities-Strategies-Leading-Players-are-Depuy-Synthes-Zimmer-Biomet-Stryker-Smith-Nephew-and-Aesculap—ResearchAndMarkets.com

https://www.globenewswire.com/news-release/2020/04/09/2014090/0/en/Orthopedic-Devices-Market-to-Reach-USD-71-67-Billion-by-2026-Increasing-Geriatric-Population-to-Boost-Growth-says-Fortune-Business-Insights.html

Sobre o autor:

O Prof. Dr. Eng. Carlos Rodrigo de Mello Roesler é professor do Departamento de Engenharia Mecânica da Universidade Federal de Santa Catarina (UFSC) possui Graduação em Engenharia Mecânica pela Universidade Federal do Rio Grande do Sul – UFRGS (1999), Mestrado em Engenharia Mecânica pela UFRGS (2001) e Doutorado em Engenharia Mecânica pela UFSC (2006). É fundador e atual Coordenador do Laboratório de Engenharia BioMecânica do Hospital Universitário da UFSC (LEBm/HU-UFSC), Laboratório Designado Oficial pela ANVISA, acreditado pelo INMETRO, participante da Rede de Serviços Tecnológicos para Produtos para a Saúde do SIBRATEC (PRODSAUDE- SIBRATEC/ MCTI), participante da Rede Multicênctrica de Avaliação de Implantes Ortopédicos – Ministério da Saúde (REMATO/MS), participante do Instituto Nacional de Ciência e Tecnologia / Medicina Assistida por Computação Científica (INCT-MACC_ CNPq/MCTI) e participante da REBRATS- Rede Brasileira de Avaliação de Tecnologias em Saúde. É o atual Convener do WG1 do Comitê Técnico ISO/TC 150/SC 5 – Implants for Surgery – Osteosynthesis and Spinal Devices, Coordenador da Comissão de Estudos da ABNT – CE26:070.05 Implantes para Osteossíntese e Coluna / Comitê Brasileiro Odonto-médico-Hospitalar (ABNT/CB26), membro do Comitê Gestor da Rede Brasileira de Avaliação de Tecnologias em Saúde – REBRATS, e membro titular da Camara Técnica de Saúde da Federação das Indústrias de Santa Catarina.