Dimensionamento de um ligamento anterior cruzado artificial: cálculo de estruturas fibrosas

Dimensionamento de um ligamento anterior cruzado

artificial: cálculo de estruturas fibrosas

Carolina Nikaitow de Oliveira

Dissertação de Mestrado

Orientador na FEUP: Prof. Rui Miranda Guedes

Mestrado Integrado em Engenharia Mecânica

iii Aos meus pais

iv

Dimensionamento de um ligamento anterior cruzado (ACL) artificial:

cálculo de estruturas fibrosas

Resumo

O ligamento anterior cruzado (ACL) é um dos ligamentos mais importantes do joelho, e desempenha um papel fulcral no seu funcionamento, nomeadamente na orientação tibiofemoral, na estabilidade e no movimento desta articulação. Este atua como uma estrutura que suporta as forças e impede as translações excessivas da tíbia, em relação ao fémur. No entanto, a sua rotura é bastante comum, ocorrendo frequentemente em desportistas e atletas, que esforçam indevidamente o joelho. Um dos grandes problemas associados ao ligamento é a sua incapacidade de restauração, que tornam limitadas as soluções para o seu tratamento. Hoje em dia, os tratamentos autorizados baseiam-se, fundamentalmente, a enxertos biológicos, que, apesar de o estabilizarem nos primeiros tempos de pós-operatório, conduzem a resultados pouco satisfatórios a longo prazo. Para além disso, apresentam outras desvantagens como preços elevados de operação, grandes tempos de recuperação, dores nas zonas doadoras, entre outros. Como alternativa, o estudo de próteses sintéticas tem aberto caminhos para novas soluções, que visam a substituição dos enxertos biológicos, por outros que possam ser construídos artificialmente e inseridos no corpo humano, atenuando assim as consequências negativas associadas às soluções tradicionais.

De forma a contribuir para a evolução do estudo das próteses sintéticas para o ACL, é apresentada uma revisão bibliográfica, retirada de artigos científicos, que reúne informações acerca das funções e anatomia do ligamento em questão, seguido de uma apresentação sobre as soluções propostas atualmente para o tratamento de um ACL, onde também estão expostos alguns exemplos de próteses sintéticas construídas ao longo do tempo, bem como a apresentação dos resultados demonstrados por estas. De seguida, é feita uma caraterização de um ACL artificial ideal, em termos mecânicos, morfológicos e biológicos, e uma abordagem acerca dos materiais biocompatíveis mais apropriados para a função. Em adição, são analisadas diferentes estruturas fibrosas que possam dar forma a matrizes de próteses, verificando-se de que forma as suas propriedades mecânicas são alteradas, mediante a alteração das suas caraterísticas físicas. Por último, a partir de cordas fibrosas reais, construídas a partir de fios de polietileno e polipropileno, são construídos modelos teóricos, programados maioritariamente em Matlab, na tentativa de se construir uma ferramenta de previsão de propriedades mecânicas de cordas, em função dos seus parâmetros geométricos. Os resultados obtidos pelos modelos são comentados, comparados com resultados experimentais, e, mediante as respostas obtidas, são tiradas conclusões acerca da adequabilidade das estruturas estudadas, na construção de próteses sintéticas de ACL.

v

Design of an artificial anterior cruciate ligament (ACL): Analysis of

fibrous structures

Abstract

The ACL is one of the most important ligaments of the knee, as it plays a crucial role in the way it works, more precisely in the tibiofemoral orientation, stability and movement of this joint. It supports the loads and limits the excessive relative translation of the tibia-femur. However, the occurrence of rupture is quite common, especially among athletes whose activity is of great demand to the structure. One of the main problems in the treatment of ACL lesions is the fact that it can’t be restored, which narrows down the treatment solutions. Currently, the most commonly used treatment consists on biological grafts which, thought being fairly stable during the post-operatory period, do not show satisfactory long term results. Furthermore, there are other disadvantages such as high operation cost, long recovery time, donor site morbidity, among others. As an alternative, there has been an effort in the study and development of synthetic grafts, able to replace the biological grafts, therefore eliminating or reducing the negative effects coming from traditional solutions.

As a contribution to the study of ACL synthetic grafts, it will first be presented a literature review, based on scientific papers, presenting anatomic and functional data on the given ligament, followed by a presentation about the current solutions on the ACL treatment including a list of some of the synthetic grafts created through history, as well as the results obtained by each of them. Next, the ideal artificial ACL will be characterized in terms of mechanical, morphological and biological properties, and the most appropriate biocompatible materials for this role will be approached. In addition, different fibrous structures, capable of forming scaffolds will be analyzed, checking for how the mechanical properties are affected by changing their physical structure. At last, using real fibrous structures made of yarns of polyethylene and polypropylene, theoretical models are developed, using mainly Matlab programming, aiming to obtain a prediction tool for the mechanical properties of ropes, depending on its experimental data. Facing the given analysis results, conclusions about the validity of studied structures in the construction of ACL synthetic grafts are drawn.

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Agradecimentos

Ao longo da realização deste trabalho, contei com a ajuda e colaboração de várias pessoas, que me transmitiram apoio, incentivo, conhecimentos, entre outros, e sem as quais a concretização deste trabalho não teria sido possível. Desta forma, expresso os meus agradecimentos a todas elas que me ajudaram a encontrar soluções, que me ajudaram nos momentos decisivos e contribuíram para manter a minha motivação:

Ao professor Rui Miranda Guedes, orientador deste trabalho, pela disponibilidade na orientação, pela crítica construtiva, pelos conselhos, insistência e conhecimentos que me proporcionou. À Diana Morais, que se mostrou sempre disponível para me ajudar com dúvidas que foram surgindo, e foi a responsável pela construção das cordas estudadas e pelos dados experimentais presentes neste trabalho;

Ao José Rodrigues, que me ajudou nas traduções técnicas e ajudou-me a manter o foco no trabalho;

Aos meus amigos e colegas, que me auxiliaram nos momentos difíceis e ofereceram motivação para continuar a trabalhar;

À minha família, que se mostrou sempre paciente e cujo apoio foi crescente ao longo da realização do mesmo.

ix

Í

2.2.1 Ligamento anterior cruzado (ACL) ... 4

2.3 Métodos de tratamento do ACL ... 6

2.3.1 Enxertos biológicos ... 6

2.3.2 Substitutos sintéticos ... 8

2.4 Caraterização do ACL artificial ideal... 13

2.4.1 Propriedades ... 14

2.4.2 Biomateriais ... 17

2.5 Cordas de fibras sintéticas ... 19

2.5.1 Estruturas de cordas sintéticas ... 21

3. Previsão do comportamento de cordas ... 53

3.1 Descrição e produção das cordas em estudo ... 53

3.2 Previsão das propriedades mecânicas dos entrançados interiores ... 54

3.2.1 Valores de entrada ... 54 3.2.2 Modelo 1 ... 58 2.2.3 Modelo 2 ... 62 2.2.4 Modelo 3 ... 66 2.2.5 Propriedades mecânicas ... 75 3.2.6 Discussão de resultados ... 85

3.3 Previsão das propriedades mecânicas das cordas ... 86

3.3.1 Valores de entrada ... 86 3.3.2 Modelo 4 ... 87 3.3.3 Modelo 5 ... 94 3.3.4 Propriedades mecânicas ... 98 3.3.5 Discussão de resultados ... 107 4. Conclusões ... 111 5. Bibliografia ... 113

1

1. I

Anualmente, mais de 200 000 pacientes são diagnosticados com disfunções no ACL, e, aproximadamente, 150 000 cirurgias são realizadas neste ligamento. Devido à sua localização intra-articular, este apresenta fraco poder de regeneração, sendo tratado, hoje em dia, através de substituições cirúrgicas. Desta forma, e devido às desvantagens associadas às soluções biológicas tradicionais, tem-se recorrido a tentativas de dimensionamento de próteses artificiais, de forma a encontrar-se uma cura mais adequada e eficaz para este tipo de ferimento. A necessidade crescente de soluções mais eficientes e que estejam associadas a custos mais baixos, menores tempos de recuperação, tratamentos menos dolorosos e melhores resultados, tem levado a investigações nos campos dos materiais biocompatíveis, técnicas cirúrgicas, análises de comportamento mecânico de estruturas fibrosas, anatomia, composição e biomecânica do ACL, entre outros, de forma à construção próteses artificiais capazes de assegurar as funções do ligamento nativo, sem conduzirem a inflamações e outros efeitos negativos no organismo.

Este trabalho, realizado como dissertação final do Mestrado Integrado em Engenharia Mecânica na Faculdade de Engenharia da Universidade do Porto, tem como objetivo principal o dimensionamento de um ACL artificial, reunindo-se informação necessária sobre os diferentes parâmetros que, cautelosamente, têm que ser considerados no projeto deste tipo de prótese.

Desta forma, o documento é divido em 5 capítulos, sucintamente resumidos de seguida: Capítulo 1 - Introdução: Introdução ao trabalho realizado, apresentada no presente capítulo; Capítulo 2 – Revisão bibliográfica: É apresentada uma revisão bibliográfica relativa a alguns aspetos teóricos importantes para o projeto de um ACL artificial. Este é dividido em anatomia do joelho, onde é caraterizada a anatomia do ACL e a sua biomecânica; num resumo relativo aos métodos de tratamento do ACL atuais, divido em métodos biológicos e sintéticos; na caraterização de um ACL artificial ideal, onde são apresentadas as principais propriedades mecânicas, morfológicas e biológicas que devem ser respeitadas; numa lista de alguns biomateriais com caraterísticas adequadas à função; uma descrição de várias estruturas que podem ser adotadas para a matriz da prótese e apresentação de respetivos modelos matemáticos teóricos, relativos às estruturas fibrosas mais comuns;

Capítulo 3 – Previsão do comportamento de cordas: Neste capítulo, são estudadas cordas reais construídas a partir de multifilamentos de polietileno e polipropileno, com o intuito de se construir uma ferramenta de previsão das caraterísticas mecânicas destas estruturas, através de modelos teóricos estudados e ligeiramente modificados. Este capítulo tem o objetivo de se compreender a influência de aspetos geométricos nas respostas força/deformação de estruturas reais, a validação dos modelos teóricos e a conclusão sobre a adequabilidade das estruturas apresentadas na inclusão de próteses artificiais para o ACL;

Capítulo 4 - Conclusões: Finalmente, são resumidas as conclusões finais do trabalho, e apresentados alguns trabalhos futuros necessários para o aprimoramento do estudo efetuado;

Capítulo 5 - Bibliografia: Neste capítulo, são apresentadas as fontes do trabalho, relativas maioritariamente, a artigos científicos publicados.

3

2. R

B

Um joelho humano, em média, suporta entre 2 a 4 milhões de flexões e extensões num ano, para além de deformações, abrasões, torsões e compressões, o que torna o seu ambiente envolvente bastante desfavorável [1]. Este é constituído por vários ligamentos que têm a função de assegurar a sua estabilidade mecânica através da agregação de 2 ou mais ossos. No caso do ligamento intra-articular do joelho no qual se foca este trabalho, o ACL, cujo correto funcionamento é imprescindível para que a mobilidade do ser humano seja possível, tem a função de assegurar o controlo dinâmico do movimento do joelho e manter a sua estabilidade, através do suporte das tensões aplicadas na sua estrutura, da conexão entre o fémur e a tíbia e da certificação da sua adequada orientação [2], [3]. Apesar da extrema importância deste ligamento, a sua rotura é muito frequente, ocorrendo especialmente no campo do desporto, quando sujeito a uma combinação de forças de torção e de compressão, quando híper-estendido ou quando carregado por uma força exterior numa certa direção. Devido à escassa vascularização e baixo fornecimento de sangue resultantes da sua localização intra-articular, estes danos tornam-se preocupantes uma vez que este não é capaz de se regenerar, resultando, muitas vezes, em incapacidades permanentes [4]. Nestes casos, torna-se necessária uma substituição do tecido, através de próteses biológicas ou sintéticas. Apesar dos vários estudos que se têm sido desenvolvidos no campo de substitutos artificiais, as soluções adotadas hoje em dia resumem-se a enxertos homólogos e autólogos resultantes de tecidos biológicos. Estes métodos apresentam, no entanto, várias desvantagens que serão apresentadas adiante. Estas desvantagens têm levado à exploração de soluções alternativas às opções existentes, que incluem a construção de ligamentos artificiais através de estruturas fibrosas [2], [3].

2.2ANATOMIA DO JOELHO

Um conhecimento sobre a complexa anatomia e a função biomecânica da estrutura do joelho é essencial para que seja possível a realização de diagnósticos clínicos, e para que sejam feitas decisões acerca de tratamentos nos seus ligamentos. Existem inúmeras técnicas que visam avaliar tanto o bio-mecanismo do joelho como um todo, como a função das suas estruturas individuais, nomeadamente a construção de modelos matemáticos, realização de testes

experimentais de modelos, estudos de disseção anatómicos e medições de forças e deformações em estruturas individuais, cujos resultados oferecem a informação necessária sobre esta articulação.

O joelho, a maior articulação e a mais complexa em termos de biomecânica do corpo humano, localiza-se entre o fémur (osso da coxa) e a tíbia (osso da perna), existindo entre eles um osso arredondado e palpável chamado patela, tal como ilustra a Fig. 1. Esta articulação é dividida em duas articulações, uma delas localizada entre o fémur e a tíbia, a femorotibial, e outra entre o fémur e a patela, denominada femoro-patelar. A sua estabilidade é assegurada por ligamentos que unem o fémur e a tíbia, enquanto que os músculos proporcionam resistência. As superfícies articulares que garantem o seu contacto são

4 cobertas pela cartilagem articular, que torna possível o movimento articular. As restantes superfícies são cobertas por uma membrana fina, denominada membrana sinovial, responsável pela libertação de um líquido que lubrifica a articulação e reduz o atrito. Todos estes componentes devem trabalhar em harmonia para que o joelho funcione eficazmente [5].

2.2.1LIGAMENTO ANTERIOR CRUZADO (ACL)

O ACL, para além de ser o ligamento mais complexo do joelho, é o que sofre danos mais frequentemente. Trata-se de um ligamento crucial devido à sua disposição cruzada relativamente ao ligamento posterior, como evidenciado na Fig. 2 [1].

- ANATOMIA

O ACL é constituído por um tecido denso com área de secção aproximadamente semicircular, localizado entre o fémur e a tíbia. Este é completamente rodeado pela membrana sinovial e apresenta uma borda anterior reta e uma borda posterior convexa, estendida até à face posterior da superfície medial da côndilo femoral lateral. Na periferia, o ACL é ligado à fossa anterior e, na lateral, liga-se à espinha tibial anterior. É constituído por fibras que são mais estreitas na zona medial e, à medida que se afastam anteriormente, medialmente e no sentido da periferia, torcem-se umas sobre as outras.

O ACL é divido em 2 bandas, a antero-medial (AM) e a póstero-lateral (PL), representadas na Fig. 3. A banda AM é mais vertical e tem origem na região mais anterior e proximal da inserção femoral, enquanto que o PL se origina na região mais periférica e posterior. Estas bandas não são simétricas, sendo que, à medida que o joelho se move, há sempre uma banda sobre tensão. Quando o joelho é alongado, o PL fica sobre tensão e o AM relaxado, enquanto que, quando este é fletido, a situação inverte-se. A banda AM restringe a translação tibial anterior e o PL tende a estabilizar o joelho quando em extensão máxima, particularmente contra forças rotativas.

A microarquitectura do ACL é também muito complexa e permite que o ligamento resista a diferentes tensões e deformações, sendo composto por múltiplos fascículos rodeados pelo paratendão, em que cada fascículo é composto por 3 a 20 sub-fascículos que são delimitadas pelo epitendão. Por sua vez, cada sub-fascículo é constituído por sub-unidades, também rodeadas por um tecido conectivo. Estas sub-unidades são compostas por fibrilas de colagénio que formam fibras onduladas, ordenadas em várias direções, quer em espiral quer ao longo do eixo do ligamento. As fibrilas maiores e heterogéneas resistem a elevadas tensões de tração, enquanto que as menores e homogéneas mantém a organização tri-dimensional do ligamento.

FIGURA 2 – ANATOMIA DO ACL EM RELAÇÃO À ARQUITETURA DO JOELHO [1]

5 90% do colagénio que se encontra no ligamento

é do tipo I, e as fibrilas constituídas por colagénio I são responsáveis pela sua resistência à tração. Os restantes 10% correspondem ao colagénio III, que constitui o tecido conectivo livre que divide as bandas e está relacionado com o processo de ligamentação. Estes dois tipos de colagénio representam 75% do peso seco do ligamento. Existem também algumas pequenas quantidades de colagénio do tipo II em algumas zonas do ACL. Uma dessas zonas é onde o ligamento se insere no osso, o que permite uma mudança gradual na rigidez e

previne concentração de tensões nessa área. Para além destes, estão também presentes colagénio dos tipos IV e VI em muito pequenas quantidades.

Entre as fibrilas, estão presentes fibroblastos alongados e uma matriz extracelular (ECM) feita principalmente por água (60-80% de peso molhado), proteoglicanos e glicosaminoglicanos que interagem com o colagénio. Entre as fibrilas de colagénio, também se encontra tecido elástico abundante feito de elastina e fibras oxitalânicas, que, respetivamente, contribuem para suportar as tensões multidirecionais e absorver as tensões máximas a que um ligamento é recorrentemente sujeito.

A principal fonte de sangue do ACL provém da artéria genicular média, que perfura a cápsula posterior e fornece ramificações para o ligamento na fossa intercondilar. Outras ramificações surgem das artérias geniculares inferiores medial e lateral. A nutrição do ligamento é garantida pelos vasos periligamentares e endoligamentares, sendo que não existem vasos intraligamentares que cruzem os locais de fixação óssea do ligamento ao fémur e à tíbia. A distribuição dos vasos sanguíneos não é homogénea, sendo que a zona distal é menos vascularizada. A zona onde a parte anterior do ligamento é coberta por fibrocartilagem secundária é também considerada avascular. Esta limitada vascularização e a ocorrência de fibrocartilagem são fatores que justificam o fraco poder de regeneração do ligamento cruzado.

A inervação do ACL é constituída pelos ramos articulares posteriores do nervo tibial, sendo que a maioria das fibras têm funções vasomotoras. Para além disso, existem também fibras sensitivas, que funcionam como mecanorreceptores com função proprioreceptiva. Estes receptores são responsáveis pelos reflexos do ACL, onde a estimulação das fibras nervosas devidas a deformações do ligamento afeta a atividade motora dos músculos que rodeiam o joelho. Quando o ACL sofre rotura, a perda de noção de posição vem acompanhada por uma perda de feedback destes recetores, o que leva a um enfraquecimento dos quadrícepedes femorais. Por fim, as terminações nervosas livres atuam como nociceptores. Alguns cirurgiões deixam os vestígios do ACL danificado, com o fundamento de que alguns mecanorreceptores e funções proprioreceptivas podem permanecer funcionais [1].

- BIOMECÂNICA

O ACL resiste a forças translativas e rotacionais, e, caso este se encontre danificado, a translação anterior da tíbia relativamente ao fémur pode ser 4 vezes superior quando comparado a situações normais. Para além disso, o ACL previne a translação medio-lateral da tíbia. Com um ACL deficiente, esta translação pode levar a roturas no menisco medial e hipertrofia da espinha tibial e incisura, aumentando a carga de contato entre o compartimento medial do joelho. Para além disso, nesta situação,

6 o seu eixo de rotação desloca-se medialmente e a rotação tibial provoca uma translação anterior da tíbia, ampliando os movimentos do planalto tibial.

Na ausência do ACL, os músculos em torno do joelho produzem mecanismos compensatórios que resultam em forças posteriores e momentos de rotação externos na tentativa de manter a cinemática normal do joelho [1].

2.3MÉTODOS DE TRATAMENTO DO ACL

2.3.1ENXERTOS BIOLÓGICOS

Tradicionalmente, a reconstrução do ACL é efetuada recorrendo-se a enxertos biológicos, soluções estas que proporcionam boa resistência mecânica inicial e promovem a proliferação das células e o crescimento do novo tecido [6].

Atualmente, o uso de enxertos autólogos é o procedimento mais popular para a rotura do ACL, em que é utilizada uma secção de tecido do próprio paciente, normalmente retirado do tendão patelar ou dos tendões isquiotibiais, utilizando-os como substitutos. Na Fig. 4 é possível verificar-se a localização destes tendões e onde o corte é efetuado para se retirar o enxerto que irá substituir o ACL danificado. Estas soluções apresentam, no entanto, várias desvantagens, como o enfraquecimento da região doadora que resulta de fraturas na patela, danos nos nervos, infeções e dores em cerca de 40% a 60% dos casos, alguns anos após a cirurgia. O facto de se ter que retirar tecido de outro local resulta também do aumento dos tempos e custos de operação. Na tabela 1 estão resumidas as principais vantagens e desvantagens da utilização de tendões patelares ou tendões isquiotibiais como substitutos do ligamento.

FIGURA 4 - CORTES EFETUADOS NOS TENDÕES A) PATELARES E B) ISQUIOTIBIAIS PARA SUBSTITUIÇÃO DO ACL DANIFICADO [7]

7

TABELA 1 – VANTAGENS E DESVANTAGENS DO USO DE TENDÃO PATELAR OU TENDÃO ISQUIOTIBIAL COMO SUBSTITUTOS DE ACL [7]

Vantagens Desvantagens

Tendão Patelar

- Apresenta resultados positivos em testes clínicos tais como Lachman e Pivot Shift mais frequentemente. - Apresenta menos resultados de perda

da flexão do joelho;

- Apresenta mais registos de dor no joelho anterior e osteoartrite; - Maior perda da extensão do joelho; - Menor rotação do joelho nos primeiros

4-8 meses;

- Diminuição da sensibilidade da pele. Tendão

isquiotibial

- Menor dor ao ajoelhar-se; - Melhor ROM (rate of motion) em

extensão do joelho;

- Melhor rotação dos quadríceps após 1 ano.

- Perda de flexão nos primeiros 24 meses; -Aumento da frouxidão anterior e side to

side;

- Alargamento do túnel femoral;

As maiores desvantagens associadas a este tipo de enxertos relacionam-se com os seus resultados pós-operatórios, que indicam perda de propriedades mecânicas, nomeadamente de resistência e rigidez. Estes resultados são devidos

a uma remodelação de colagénio que se verifica nos enxertos após a cirurgia [3].

Como alternativa, é possível utilizarem-se enxertos homólogos, retirando-se material de tecidos de cadáveres. No entanto, apesar desta solução resolver os problemas resultantes do enfraquecimento da região doadora, também é associada a uma estabilidade anormal do joelho e transmissão de doenças, existindo também vários casos de infeção, segundo a United States Centers for Disease Control and Prevention [3]. Em adição, este tipo de solução é pouco utilizado devido à baixa disponibilidade e ao custo elevado do seu processamento.

A Fig. 5 ilustra o trajeto de um tendão biológico para reconstrução de um ACL e a reorientação dos tarugos ósseos.

FIGURA 5 – TRAJETO DO TENDÃO DUPLO NA RECONSTRUÇÃO DE UM ACL [8]

8 2.3.2SUBSTITUTOS SINTÉTICOS

Devido aos grandes inconvenientes demonstrados pelos enxertos biológicos, o interesse por substitutos sintéticos de ACL cresceu muito desde os anos 70 [4]. Atualmente, os sistemas de substitutos sintéticos de ACL incluem enxertos sintéticos, dispositivos de aumento do ligamento e próteses totais. Os enxertos representam o foco inicial dos substitutos sintéticos, e foram desenvolvidos com o objetivo de promoverem estabilidade ao ACL deficiente, sendo maioritariamente constituídos por poliéster (PET) ou politetrafluoretileno (PTFE). Da mesma forma, os dispositivos de aumento do ligamento têm a função de oferecer uma proteção imediata aos enxertos autólogos, até que a revascularização esteja completa e o tecido seja capaz de resistir às forças e tensões necessárias. Estes são normalmente constituídos por polipropileno (PP) ou PET. No entanto, os efeitos causados por estes dispositivos verificaram-se ser os opostos aos pretendidos, uma vez que, ao defender o tecido de tensões, impediam-no de desenvolver a resistência mecânica necessária. Posteriormente, foram desenvolvidas próteses totais construídas com o intuito de substituir permanentemente o ACL nativo. Uma vez que esta solução substitui por completo o ligamento, o paciente pode ter uma reabilitação imediata, não sendo necessária nenhuma maturação de tecido nem revascularização [9]. Nos anos 70, foram desenvolvidos os primeiros substitutos constituídos por carbono, seguidos de enxertos sintéticos como o Gore-tex, o Dacron e outros fabricados através de polímeros não degradáveis. No entanto, apesar dos excelentes resultados que foram verificados a curto prazo, os resultados a longo prazo mostraram-se pouco satisfatórios. Isto porque, resultante do desgaste, formavam-se detritos e sinovite induzida pelo particulado, que levavam à sua rotura [4], [9].

Ao conseguir-se obter com sucesso um ligamento sintético, as limitações referidas acerca dos métodos atualmente utilizados seriam ultrapassadas, o que tem impulsionado avanços nos campos de ciência dos materiais, biologia, engenharia de tecidos, entre outros [4]. A obtenção de um ligamento artificial, para além de resolver os problemas associados ao enfraquecimento das zonas doadoras, seria associada a cirurgias menos evasivas, uma vez que não seria necessária uma extração de tecido, levando à diminuição do tempo de operação, anestesias e custos. Para além disso, as matrizes do ligamento podem ser desenhadas de forma a que este consiga reter a resistência e rigidez nas primeiras semanas, ao contrário do que acontece com os transplantes, e, como consequência, diminuir-se-iam os tempos de recuperação [1].

De seguida, são apresentadas algumas das próteses fabricadas e testadas ao longo da história do desenvolvimento das próteses sintéticas.

- Próteses de carbono

Com o objetivo de se substituírem os enxertos biológicos, foram construídas as primeiras próteses artificiais de carbono, em 1977. A utilização destes implantes flexíveis demonstrou que as fibras de carbono induzem tanto à formação do ligamento em animais e humanos, como provocam a geração e migração de partículas de carbono, causadas pelo seu desgaste, ao longo da sua implantação. Estas partículas acabavam por levar à rotura da prótese, o que, mais tarde, conduziu ao seu revestimento com ácido-poliláctico (PLA) e policaprolactona (PCL), com o objetivo de se protegerem as fibras durante a implantação. Esperava-se que, ao longo do tempo, o PLA e o PCL se reabsorvessem, e que as fibras de carbono se degradassem, enquanto que o novo tecido se desenvolvesse. A realização de um estudo de 24 meses em 82 pacientes mostrou melhorias significativas ao longo da sua duração, onde foram considerados relatos de pacientes sobre dor e avaliações de estabilidade e isocinéticas. Para além disso, com recurso a astroscopias, verificou-se crescimento de tecido, composto por colagénio de tipos

9 I e III, em proporções semelhantes aos encontrados num tecido de ligamento. Novos designs de próteses foram posteriormente projetados, tal como o ABC Surgicraft, constituído por fibras de carbono e PET, orientadas num entrançado parcial. No entanto, após a realização de um estudo mais longo, de 34 meses, os resultados obtidos não foram tão positivos. Em 31 joelhos analisados, apenas 41% apresentaram bons resultados, definidos com uma pontuação de Lysholm maior que 76. A pontuação de Lysholm é uma medida utilizada para avaliação da função do joelho, através de uma escala de 100 pontos. Para além disso, estes joelhos mostraram resultados pouco aceitáveis em termos de alongamento, e acabavam por sofrer rutura completa, o que levou à conclusão que este tipo de próteses não é apropriada para uso clínico [1], [9].

- Próteses permanentes de GORE-TEX

As próteses de GORE-TEX são constituídas por uma fibra longa de politetrafluoretileno(PTFE) expandida e disposta em loops. O interesse neste material deve-se à sua excelente resistência à tração, que provou ser até 3 vezes superior à do ACL humano, para além dos bons resultados obtidos em testes de fluência e de flexão à fadiga, que classificaram o GORE-TEX como o substituto sintético de ACL mais resistente. Resultados de estudos com duração de 15 meses mostraram grandes melhorias na estabilidade do joelho, de acordo com testes físicos e avaliações subjetivas. No entanto, a partir do 18º mês, começa-se a verificar um relaxamento progressivo do tecido. Estudos posteriores demonstraram que, após 2 a 3 anos, a prótese deteriora-se e, em média, 33% dos implantes roturam 3 anos após a cirurgia. Mediante os resultados obtidos em diferentes estudos, é aceitável que se considere uma probabilidade de 60-80% de sucesso no uso de substitutos de GORE-TEX. O uso deste tipo de próteses é, atualmente, aprovado pela Food and Drugs Administration, em pacientes cujo procedimento com enxertos biológicos tenha falhado [1], [9].

- Próteses de DACRON®

Os implantes permanentes de DACRON® consistem numa estrutura multicamada de PET, onde 10 filamentos longitudinais e um multifilamento transversal são tecidos numa única estrutura. Este é rodeado por uma estrutura tubular tecida, em veludo, com um lado poroso para o exterior, de forma a promover a incorporação do tecido, e com monofilamento de PP central, para suporte mecânico. Esta camada exterior diminui também a abrasão do enxerto. Estudos realizados a curto prazo, até cerca de 28 meses após a cirurgia, em 41 pacientes, revelaram 75% de resultados negativos em testes de Lachman, testes de gaveta e pivot shift, que são testes clínicos reconhecidos. Estes resultados pioram a médio-prazo, de acordo com diferentes estudos, revelando 37.1% de roturas após 50 meses, e até 47.5% de roturas em 4 anos. De acordo com estes resultados, este tipo de prótese não é considerado uma alternativa válida atualmente [1], [9].

- Aparelho de aumento do ligamento (LAD) de Kennedy

Em 1980, um novo tipo de implante foi introduzido por Kennedy, composto por um entrançado de PP. Este tipo de aparelho foi desenvolvido com o intuito de proteger o enxerto autólogo de tensões excessivas, durante a fase inicial de remodelação, caraterizada por degeneração e revascularização. No entanto, estudos desenvolvidos demonstraram que a percentagem de força suportada pelo LAD varia com o tipo de enxerto introduzido e com o método de reconstrução. Através de comparações entre

10 aparelhos LAD, introduzidos juntamente com enxertos de tendões patelares ou tendões isquiotibiais, verificou-se que estes suportavam, aproximadamente, 28% e 45% da força, respetivamente. Por outro lado, era importante que estes não protegessem excessivamente os enxertos introduzidos, uma vez que podiam impedia-los de desenvolver a resistência funcional normal necessária. Desta forma, o LAD foi fixado ao osso em apenas uma extremidade. Apesar dos resultados parecerem promissores inicialmente, a interface entre o LAD e o enxerto foi considerada uma ligação fraca. Para além disso, a maior parte das evidências históricas foram derivadas de estudos em animais, podendo não ser completamente indicativas de resultados em humanos. Em adição, a ocorrência de crescimento do colagénio mostrou-se um aspeto controverso, uma vez que não existem resultados conclusivos, e, mostrou-sendo este dispositivo estranho ao corpo, acabava por induzir uma resposta inflamatória, caraterizada por células macrófagas em torno do tecido. As maiores complicações associadas ao LAD resumem-se a efusões e sinovites reativas, consequências prováveis da resposta inflamatória induzida pela LAD. Desta forma, a utilização deste tipo de prótese foi também proibida [1], [9].

- Ligamento artificial Leeds-Keio

O ligamento artificial Leed-Keio foi projetado com o objetivo de se conseguirem combinar as propriedades das próteses permanentes com as propriedades das matrizes porosas. A sua estrutura consiste numa malha de PE ligada ao fémur e à tíbia, através de plugs ósseos. A malha comporta-se como matriz para crescimento do tecido mole, através das seções intra e extra-articulares do ligamento. Este implante é suficientemente flexível para conseguir resistir a forças até 2100 N, valor significativamente maior do que o do ACL nativo. Para além disso, os primeiros estudos revelaram valores baixos de desgaste, e, através de análises astroscópicas, verificou-se a formação de neo-ligamentos, ou seja, tecido fibroso alinhado, dentro da matriz. No entanto, estudos posteriores detetaram crescimento de tecido não alinhado dentro do aparelho, depois da implantação, o que sugeriu que este ligamento não se comporta como uma matriz verdadeira, mas sim como uma prótese permanente, sujeita a rotura a longo-prazo. Estudos realizados em 25 pacientes a curto prazo mostraram poucas complicações, e resultados positivos relativos à estabilidade e em testes de gaveta. No entanto, resultados de estudos a longo-prazo revelaram deterioração, depois dos primeiros anos de pós-operatório, e grande número de roturas, apesar dos excelentes resultados em testes de estabilidade e na escala Lysholm. Devido ao grande numero de ruturas a longo-prazo, este ligamento não é considerado adequado para reconstrução do ACL humano [1], [9].

- Sistema de Reforço Ligamentar Avançado (LARS)

Este sistema de reforço ligamentar avançado, projetado na França, consiste num ligamento artificial constituído por fibras de PET. A sua constituição engloba um segmento intraósseo composto por um conjunto de fibras longitudinais, ligadas através de uma estrutura tecida transversalmente, e um segmento intra-articular composto por fibras paralelas longitudinais, torcidas a 90º. A maior inovação do seu design é a orientação das fibras na fração intra-articular do enxerto, nos sentidos dos ponteiros do relógio e no sentido oposto, mediante a futura implementação em joelhos direitos ou esquerdos, respetivamente. Desta forma, consegue imitar uma estrutura natural ligamentosa, reduzindo as tensões de corte. Devido à porosidade do material, estas fibras encorajam o crescimento do tecido, permitindo o crescimento nos túneis ósseos, o que, idealmente, contribui para a viscoelasticidade do enxerto.

11 Uma vez que a avaliação do comportamento do joelho é difícil de se efetuar, foram criados alguns métodos e testes de avaliação, tais como a Osteoarthritis Outcome Score (KOOS), que avalia as opiniões dos pacientes em relação ao seu joelho; a avaliação do Knee Documentation Committee (IKDC), que tem em conta a estabilidade; a escala de atividades Tegner, que consiste numa escala subjetiva de 10 pontos, representando uma medida da atividade dos pacientes; e radiografias de stress (Telos), que mede o deslocamento anterior do joelho. Estes testes tornam-se muito úteis na avaliação da flacidez pós-operatóriado joelho reconstruído e fornecem informações sobre o comportamento do enxerto.

Através de estudos realizados com o objetivo de se avaliarem as reconstruções do ACL usando o ligamento LARS, após 24 meses da cirurgia, verificou-se, em 20 pacientes examinados através de testes Lysholm, exames clínicos e um questionário sobre a qualidade de vida do ACL, que: a média do teste de Lysholm foi de 71.7, mais baixa do que os resultados obtidos por outros estudos relativos aos joelhos tratados por enxertos autólogos; as radiografias Telos revelaram uma média de resultados de frouxidão de 5mm, em pacientes depois da cirurgia, valor que também excede os resultados obtidos anteriormente; a amplitude de movimento após a cirurgia foi de 118º. Desta forma, apesar de se terem encontrado resultados encorajadores das primeiras investigações, ainda não estão completamente ultrapassadas as preocupações relativas ao risco de rotura, e os estudos a longo-prazo devem continuar a desenvolver-se [9].

- Ligamento obtido por engenharia dos tecidos

Os implantes baseados em tecidos oferecem possibilidades adicionais às próteses sintéticas permanentes, uma vez que restauram a cinemática normal do joelho, enquanto que as suas propriedades mecânicas vão melhorando com o tempo, à medida que vai sendo remodelado dentro do joelho. Este deve respeitar vários requerimentos chave, tais como biocompatibilidade, propriedades mecânicas correspondentes ao tecido nativo e alta porosidade para permitir a infiltração das células [10], [11], [12]. Para além disso, a sua taxa de degradação deve ser semelhante à velocidade de crescimento do tecido. Esta matriz de ACL artificial deve perder a sua integridade mecânica enquanto que o tecido remodelado vai ganhando resistência e aprimorando as suas propriedades mecânicas, exigidas pelo ACL. Desta forma, estudos sobre estas matrizes têm-se focado na cementação de diferentes células nas matrizes construídas, tanto por colagénio, como de polímeros sintéticos biodegradáveis.

A vantagem de um ligamento obtido por engenharia dos tecidos prende-se do facto de que este não estimula uma reação permanente, devido a um corpo estranho ao corpo, uma vez que esta é reabsorvida gradualmente e substituída por um tecido natural. O comportamento mecânico destes ligamentos deve melhorar ao longo do tempo, à medida que o tecido se vai adaptando e remodelando, ao contrário do que acontece com as próteses permanentes, cuja resistência vai sendo perdida. No entanto, estão também associados problemas devidos à alogenidade do material e à variabilidade das suas composições, tornando a sua reprodução difícil. Estudos demonstraram que o grau de crescimento do ligamento varia muito com este fator e, desta forma, esta grande desvantagem deve ser revista antes de ser autorizada a reconstrução do ACL com matrizes degradáveis [1].

Vários estudos têm sido realizados para que seja possível a reconstrução do ACL com materiais poliméricos [3]. Para isso, é necessário ter-se em conta vários fatores básicos de engenharia dos tecidos, tal como a construção de uma matriz a partir de biomateriais, a escolha de uma fonte de células responsável pela reconstrução do ligamento, vários fatores de crescimento e os estímulos mecânicos associados. Estes conceitos, aplicados em simultâneo, são cruciais para a construção de um ACL

12 artificial. [4]. A engenharia dos tecidos tem demonstrado grande desenvolvimento nesta área, na medida em que permite a escolha de um design adequado do ligamento através de métodos numéricos que preveem e conseguem otimizar as propriedades globais da matriz [11].

Apesar do progresso contínuo que se tem verificado nesta área, ainda nenhum ACL reconstruído através da engenharia dos tecidos foi implantado com sucesso em humanos [4].

Um ACL artificial ideal deve imitar todas as caraterísticas de um ACL normal em termos de resistência, elasticidade e durabilidade sem efeitos colaterais. Para além disso, a sua implementação deve ter em conta os equipamentos e as técnicas cirúrgicas atuais. Infelizmente, nenhuma das próteses sintéticas desenhadas até hoje conseguiram reunir todas as exigências necessárias para a sua implementação adequada como substituto sintético. As principais dificuldades encontradas nesta área relacionam-se com os seguintes factos:

- Nenhuma matriz consegue suportar as cargas mecânicas de um ACL, durante o tempo necessário;

- O fornecimento de sangue limita a sua regeneração;

- A zona transicional entre o osso e o ligamento é difícil de recriar; - Dificuldade relativa à regeneração secundária à ativação de citosinas; - Incapacidade de restauração dos mecanorreceptores sensitivos [1].

Na tabela 2, encontram-se resumidas as principais vantagens e desvantagens associadas às próteses apresentadas.

TABELA 2 – TABELA RESUMO RELATIVA ÀS VANTAGENS E DESVANTAGENS DAS PRÓTESES APRESENTADAS

Próteses Vantagens Desvantagens

Carbono -Redução e distribuição de tensões na ligação entre a prótese e o tecido mole; -Ácido poliláctico protege a prótese durante a implantação;

-Encoraja o crescimento do colagénio no implante.

-Migração de partículas de carbono; -Valores inaceitáveis de alongamento e rotura, que levam a resultados funcionais pouco satisfatórios a longo prazo.

Gore-Tex -Resistência à tração 3 vezes superior à do ACL nativo.

-Frouxidão ligamentar progressiva a longo-prazo.

Ligamento artificial Leeds-Keio

-Atua como uma matriz para crescimento de tecido mole;

-Resistência à tração excelente, que excede a do ACL nativo.

-Atua como uma prótese de suporte de carga;

- Grande número de roturas registadas a longo prazo.

13

LAD de

Kennedy

-Protege o enxerto autólogo de tensões excessivas;

-Ligação implante-enxerto fraca;

-Propensão de causar resposta inflamatória intra-articular que resulta em sinovites e efusões.

Ligamento LARS

-Imita a estrutura natural do ACL e a sua orientação;

-Reduz as forças de corte no implante; -Porosidade encoraja o crescimento de tecido.

-Presença de frouxidão ligamentar residual no pós-operatório;

-Falta de estudos efetuados a longo prazo.

Matriz de engenharia dos tecidos

-Duplicação das propriedades mecânicas e estruturais do ACL nativo; -Restauração da cinemática normal da articulação do joelho;

-Implante capaz de se assemelhar ao ACL nativo com o tempo.

-Perde resistência com o tempo;

-Alogenidade das matrizes de colagénio pode levar à rejeição;

-Reprodução difícil devido à variabilidade nas composições dos materiais;

2.4CARATERIZAÇÃO DO ACL ARTIFICIAL IDEAL

O ACL é constituído por múltiplas faixas que apresentam diferentes valores de tensão à medida que o movimento varia. Geralmente, é aceitável que o ACL seja dividido nas bandas antero e póstero medial, apesar de ser uma grande simplificação relativamente ao complexo bio mecanismo associado a este ligamento. Enquanto que a banda póstero-medial está associada ao movimento de extensão do joelho, a antero-medial relaciona-se com a flexão. Até hoje, nenhum transplante de ACL conseguiu reproduzir estas propriedades mecânicas complexas, da mesma forma que ainda não estão compreendidos os eventos que ocorrem durante a formação do ACL. Como consequência, a maioria dos ACL artificias construídos através de engenharia dos tecidos têm sido modelados com base no conhecimento atual que se tem sobre a regeneração do ligamento medial colateral, ligamento este que tem a capacidade de se curar sem intervenção cirúrgica [4].

O projeto de um ligamento artificial requer o conhecimento das propriedades mecânicas, morfológicas e biológicas necessárias para que funcione corretamente, propriedades estas que devem imitar as propriedades do ligamento nativo. Para além disso, é necessária uma seleção de alguns materiais biocompatíveis propensos a constituírem o ACL artificial, mediante as suas vantagens e limitações, e o estudo de uma estrutura adequada para a matriz porosa da prótese, que consiga reproduzir a função fisiológica do tecido nativo, encorajando a sua regeneração.

14 2.4.1PROPRIEDADES

- PROPRIEDADES MECÂNICAS

As maiores dificuldades encontradas no desenvolvimento de um ACL artificial relacionam-se com as suas propriedades mecânicas excecionais e a sua incapacidade de se restaurar [4]. As exigências associadas a este projeto são extremamente desafiantes, visto que a prótese necessita de ser excecionalmente resistente, elástica, flexível e resistente à abrasão.

A estrutura porosa do ligamento nativo é flexível para valores baixos de deformação, permitindo baixos valores de tensão para os movimentos do dia-a-dia, mas muito rígida para grandes valores, de forma a assegurar a estabilidade do joelho [10], [12]. Na Fig. 6 está representada uma curva de resposta tensão/deformação de um ACL, onde é possível distinguirem-se 3 fases do seu comportamento: região de acomodação (toe region), região linear e região de rotura. Estas diferentes fases de comportamento devem-se à disposição e reorganização dos seus componentes quando tencionados. Primeiramente, durante a região de acomodação ou região não linear, o ligamento apresenta tensões baixas por unidade de deformação. Isto porque, quando a força é aplicada ao tecido, é transferida às fibrilas de colagénio, originando uma contração lateral destas e um endireitamento do padrão ondulado do ACL. De seguida, na região linear, o declive da curva aumenta. Uma vez que o padrão ondulado é endireitado, a aplicação de uma força resulta diretamente em deformação molecular do colagénio. A estrutura do colagénio é esticada e ocorre escorregamento interfibrilar, resultando-se num aumento da tensão por unidade de deformação. A região Yield ou região de rotura é a última fase, onde se observa diminuição do declive da curva, que representa a desfibrilação do ligamento. Nesta região, as fibras de colagénio sofrem rotura causando a rotura do ligamento [6].

De seguida encontram-se algumas propriedades mecânicas caraterísticas do ACL, para adultos com idade entre 22 e 35 anos:

Força máxima = 1730-2160 N [3] [4];

Rigidez = 182-242 N/mm em pacientes jovens e 124 N/mm em pacientes mais velhos [4], [10]; Módulo de elasticidade na região linear = 65 – 111 MPa [2];

FIGURA 6 – RESPOSTA FORÇA DEFORMAÇÃO DE UM ACL, DIVIDIDA EM 3 REGIÕES: REGIÃO DE ACOMODAÇÃO, REGIÃO LINEAR E REGIÃO DE ROTURA [6]

15 Deformação na rotura entre 12 - 30% [2], [3];

A resposta tensão/deformação (ou força/deformação) deve apresentar uma distribuição claramente convexa, tal como a representada na Fig. 6, incluindo uma região de acomodação até valores de 2-15% de deformação [10], [13].

A dificuldade de se combinarem as corretas propriedades mecânicas do ACL nativo não se deve à dimensão dos valores das suas propriedades, mas, fundamentalmente, à sua estrutura anisotrópica e propriedades viscoelásticas, o que faz com que o valor das forças que podem ser suportadas varie conforme o movimento normal do joelho [4].

- PROPRIEDADES MORFOLÓGICAS

Os estudos feitos para a recriação do ACL artificial incluem a construção de estruturas fibrosas que podem ter diferentes arquiteturas. Recentemente, a morfologia de diferentes estruturas para o ligamento tem sido caraterizada em termos de tamanho dos poros, forma e inter-conetividade, através de uma análise baseada em imagens tomográficas micro computorizadas ou através de microscopia eletrónica de varrimento (MEV). Também têm sido utilizados métodos destrutivos tais como porosimetria de mercúrio. A aplicação destes métodos, para a avaliação da influência dos parâmetros de processamento da estrutura, requer o processamento de várias matrizes, o que implica gastos de material e de tempo. No entanto, é possível uma otimização da morfologia de matrizes sem se recorrer a nenhuma matriz real, caso estas sejam preparadas por esterelitografia, utilizando-se assim desenhos assistidos por computador (CAD). Semelhantemente, modelos numéricos da estrutura também permitem uma caraterização morfológica, sem necessidade de nenhuma estrutura real. [12]. Diferentes estruturas fibrosas para ACL serão estudadas em seções posteriores.

Tal como se referiu para as propriedades mecânicas, as propriedades morfológicas também devem imitar as dos ACL nativo. A estrutura da matriz do ACL artificial deve promover a formação do tecido no ligamento, o que significa que este deve ser suficientemente poroso, de forma a permitir alta inter-conetividade, possibilitar adesão e migração de células e fornecer alguns fatores bioquímicos. Assim, o tamanho de poros mínimo necessário é de, aproximadamente, 200-250µm para permitir o crescimento do tecido mole [10], e o seu diâmetro externo não deve ser superior a 10mm [13].

Para além disso, caraterísticas como distribuição das fibras na estrutura e densidade são importantes para que o ACL artificial funcione corretamente. Todas estas caraterísticas variam em função de alguns parâmetros da estrutura, tal como número de camadas, passo do entrançado, diâmetro das fibras, entre outros, como será demonstrado com mais detalhe na seção 2.4.3.

Na Fig. 7, encontra-se representada uma distribuição de tamanho dos poros, obtida por porosimetria de mercúrio, em matrizes reais de ACL. Estas matrizes são constituídas por 9 camadas de 16 fibras com 200µm de diâmetro, e um passo de 16mm [12].

FIGURA 7 – DISTRIBUIÇÃO DO TAMANHO DE POROS EM MATRIZES REAIS DE ACL [12]

16

- PROPRIEDADES BIOLÓGICAS

A compilação de todos os requerimentos referidos não é tarefa fácil, uma vez que a elevada porosidade necessária e o desempenho mecânico adequado são muitas vezes contraditórios e, para além disso, a necessidade de biocompatibilidade restringe muito a escolha do material a utilizar [12]. Caso as propriedades mecânicas dos materiais utilizados para os implantes médicos sejam incompatíveis com as do tecido nativo, as consequências associadas incluem deficiências de saúde a curto e a longo prazo. Para além disso, a capacidade dos implantes se deformarem ao nível adequado, isto é, a um nível semelhante à resposta mecânica macroscópica dos materiais biológicos circundantes, é frequentemente associada a mecanismos de deformações micro estruturais dissimilares. Este desacordo para escalas de pequenos comprimentos pode levar a micro ferimentos, danos celulares, inflamação, fibroses ou necroses. A biocompatibilidade mecânica de implantes moles depende, não só das propriedades e da composição do material do implante, mas também da sua organização, distribuição e movimento para diferentes níveis de escalas de comprimento [14].

Em engenharia dos tecidos, outro aspeto importante é a escolha da fonte de células para o substituto de ACL. A escolha ideal para o ligamento deve estar disponível imediatamente, e ter a capacidade de se proliferar e de fabricar matrizes extracelulares semelhantes às existentes no ligamento nativo. Apesar de os fibroblastos serem os candidatos lógicos para a regeneração do ACL, a sua quantidade limitada e proliferação modesta limitam o seu uso. No entanto, como alternativa, tem-se investigado o potencial uso de células estaminais. O desenvolvimento tecnológico nessa área tem levado a que cada vez mais, sejam investigadas as utilizações de células estaminais pluri e multipotentes, como fonte de células para o tecido artificial do ligamento.

Para além disso, é importante realçar-se que a proliferação celular, a produção de uma matriz extracelular, a neovascularização e as propriedades mecânicas do tecido podem ser drasticamente influenciadas pela presença de fatores de crescimento. Enquanto que o mecanismo de reparação do ligamento continua pouco claro, vários fatores de crescimento conhecidos por terem efeitos

mitogénicos em tecidos músculo-esqueléticos têm sido investigados empiricamente, tais como o fator de crescimento epidermal, o fator de crescimento de fibroblasto, o fator de crescimento e diferenciação, o fator de crescimento de insulina, o fator de crescimento derivado de plaquetas e o fator de crescimento de transformação. A presença de todos estes fatores tem demonstrado influencias positivas na proliferação celular, na diferenciação de fibroblastos e na produção da matriz do ACL artificial. No entanto, nem todos os estudos demonstram estes efeitos, o que contribui para a hipótese de que a resposta dos fibroblastos do ACL aos fatores de crescimento é dependente da idade. Alguns investigadores abordam a modelação de tratamento extra articular do ligamento, recorrendo-se a soro condicionado autólogo (ACS) ou a plasma rico em plaquetas (PRP) para se simular o processo de hemóstase. Apesar de alguns destes métodos terem atingido sucesso, a composição exata dos fatores de crescimento no ACS ou PRP é desconhecida e pode variar drasticamente. Esta variabilidade pode levar à impraticabilidade do seu uso nesta aplicação. Com os recentes avanços nos biomateriais e na biologia molecular, cada vez mais investigadores têm incorporado fatores de crescimento em biomateriais para controlo ou usando técnicas de terapia de genes para regular positivamente a produção celular de fatores de crescimento. As investigações nesta área continuam a focar-se no fornecimento controlado e na produção de fatores de crescimento relevantes de forma a aprimorarem-se as propriedades do ligamento artificial [4].

17 2.4.2BIOMATERIAIS

O estudo sobre a estrutura ideal para a substituição de um ACL deve ter em consideração todos os requisitos mencionados até então, ser biodegradável, permitir o crescimento do tecido e facilitar o processo celular requerido para a regeneração do novo ligamento. É necessário proceder-se à escolha de um material capaz de responder a estes requisitos, sendo que esta seleção do material determina as propriedades mecânicas, taxas de degradação e respostas celulares do implante. De seguida, serão apresentados detalhadamente alguns biomateriais que foram ou estão a ser avaliados para esta aplicação [4].

- Poliéster (PET) e polipropileno (PP)

Estes dois tipos de polímeros têm sido amplamente utilizados em próteses sintéticas para o ACL, através de diferentes estruturas. Na tabela 3 encontram-se alguns exemplos de próteses sintéticas construídas com estes polímeros e alguns derivados, juntamente com a referência à empresa biomédica responsável.

TABELA 3 - DESCRIÇÃO DE PRÓTESES, CONSTRUIDAS ENTRE 1983-1993, DE PET, PP E DERIVADOS [15]

Nome comercial Empresa biomédica Material

Stryker Sryker, EUA PET/PP

Proflex Protek, França PET

Lygeron Orthogroup, França PET

Kennedy-LAD 3M, EUA PP

ABC Surgicraft Surgicraft, UK PET

Ligastic Orthomed, França PET

SEM Science et Médicine, França

PET

Raschel Cendis Médical, França

UHMWPE*

Braided PHP Cendis Médical, França

UHMWPE*

Gore-Tex W. L. Gore and

Associates, EUA

PTFE*

ABC Surgicraft Surgicraft, UK PET/C*

*UHMWPE – Polietileno de peso molecular ultra-alto *PTFE – Politetrafluoretileno

18 Tal como referido anteriormente, a vantagem do uso de próteses sintéticas relaciona-se com a capacidade imediata de suportar forças e reabilitação pós-operatória, para além de resolver os riscos e problemas associados à extração dos enxertos biológicos. O PET tem apresentado boas caraterísticas mecânicas e biológicas, in vitro e in vivo, sobre estado de tensão. Para além disso, considerando-se a físico-química, biomecânica e requisitos biológicos e técnicos que devem ter-se em consideração para a construção de um aparelho de aumento de ligamento usado na reconstrução do ACL, as bandas de PET têm demonstrado ser a melhor opção.

- Colagénio e seda

O colagénio é o candidato mais evidente para ser utilizado num ACL artificial, devido à constituição do ACL nativo. Após a construção de estruturas com adição de fibrilas de colagénio, verificou-se tanto aderência, como limitações relacionadas com a diminuição de células com o tempo e a completa reabsorção da estrutura em apenas 6 semanas. Para além disso, estruturas compósitas constituídas por colagénio-glicosaminogliano e colagénio-elastino demonstraram capacidade no suporte de crescimento celular e propriedades mecânicas insuficientes. Outros estudos, recorrendo-se à reticulação de colagénio com luz ultravioleta ou produtos químicos reagentes na estruturas torcidas-entrançadas, mostraram melhorias nas propriedades mecânicas, apesar de continuarem abaixo do necessário. Apesar da contínua investigação sobre o uso de colagénio, as suas propriedades mecânicas inadequadas, a imunogenicidade associada ao colagénio e as preocupações relacionadas com a lixiviação dos agentes de reticulação química, têm estimulado a investigação de estruturas constituídas por outros materiais com propriedades mais favoráveis.

O estudo da seda como material para a matriz do ACL deveu-se à sua grande utilização em materiais de sutura. As suas caraterísticas mais atrativas são a biocompatibilidade, a biodegrabilidade e a resistência à tração que é semelhante ao ACL nativo. Estas estruturas de seda, compostas com fibras processadas, têm demonstrado que é possível obter-se propriedades mecânicas muito semelhantes às do ACL nativo, tal como propriedades viscoelásticas adequadas, importantes para a prevenção de danos devidos à fadiga e à fluência. Para além disso, estas apresentam bons resultados relativamente ao suporte da ligação das células de estroma da medula óssea humana, à proliferação num ambiente tridimensional e na síntese de marcadores fibroblásticos com a aplicação de carga mecânica dinâmica [4].

- Ácido hilarónico, quitosana e algina

Outros materiais biológicos, tais como ácido hilarónico, quitosana e algina, têm sido estudados para possível aplicação em ligamentos obtidos por engenharia de tecidos. Apesar de apresentarem alguns aspetos menos adequados relativos à ligação celular, a aplicação de alguns métodos tem possibilitado melhorias.

O desenvolvimento de compósitos de alginato-quitosano apresentou maiores níveis de crescimento dos fibroblastos e produção de colagénio do tipo I in vitro e in vivo. Através da alteração das proporções de policaprolactona e quitosana, em estruturas homogéneas, consegue-se modificar a morfologia de fibroblastos do ACL humano e a sua expressão genética. O aumento da resistência mecânica das matrizes de colagénio torna-se possível, através da formação de compostos de colagénio seda, que, no caso de possuírem >25% de seda na composição, já possuem propriedades mecânicas correspondentes ao do ACL nativo. Apesar das possibilidades interessantes que estes materiais

19 biológicos e os seus compostos apresentam, são ainda necessários estudos futuros para se definir o potencial uso em ligamentos realizados a partir de engenharia dos tecidos [4].

- Ácido poli-glicólico (PGA), ácido poli-lático-L (PLLA), ácido poli-lático-co-glicólico (PLGA), policaprolactona (PCL) e ácido poli-lático-co(e-caprolactona) (PLCL)

Enquanto que o uso de substitutos sintéticos não degradáveis de ACL nas últimas décadas tem sido malsucedido, o uso de polímeros sintéticos biodegradáveis, muitos deles utilizados atualmente em outras aplicações cirúrgicas, tem-se mostrado muito promissor, destacando-se o uso dos poliésteres alifáticos, tais como o PGA, PLLA, PLGA. Foram comparadas matrizes entrançadas, compostas por estas substancias, e verificou-se que as matrizes de PLLA suportam as maiores taxas de proliferação de fibroblastos e possuem as propriedades mecânicas mais favoráveis para um substituto de ACL. Para além disso, o PLLA degrada-se lentamente e possui resistência superior, quando comparado com o PLGA [4].

Particularmente, a associação de PLLA com PCL, originando-se PLCL, permite a compensação do comportamento quebradiço do PLLA, a sua baixa rigidez e a acidificação local devida à degradação de PLLA, para além de proporcionar uma taxa degradação mais lenta, adaptada à sua utilização. Essa taxa de degradação, juntamente com as caraterísticas mecânicas do PLCL, pode ser ajustada através da alteração da proporção de ácido poliláctico e da sua microestrutura [12].

Vários estudos foram realizados relativamente ao uso de fibras de PCL obtidas por electrospinning, devido, principalmente, às suas propriedades de biocompatibilidade, não-toxidade, propriedades mecânicas, baixa taxa de biodegradação, que permite crescimento celular durante um grande período, e baixo preço, o que o tornam num material suscetível para a aplicação [1].

Novos biomateriais, sintéticos e compósitos, acompanhados por diferentes processos de fabrico, estão sob investigação constante. Grandes avanços no estudo de biomateriais com caraterísticas pertinentes para serem utilizados em ACL artificiais obtidos por engenharia dos tecidos têm sido verificados, e, devido à grande complexidade que o ligamento nativo apresenta, as investigações abrangem materiais compostos que combinam caraterísticas vantajosas de múltiplos materiais, compensando-se os seus pontos fracos. Uma das maiores dificuldades encontradas no design de matrizes para a regeneração do ACL é a geometria complexa do ligamento nativo, algo que ainda não foi completamente superado [4].

2.5CORDAS DE FIBRAS SINTÉTICAS

O desenvolvimento de cordas construídas a partir de fibras sintéticas tem sido acentuado ao longo dos anos, pois as suas aplicações incluem vários campos da indústria. Um exemplo da sua aplicação é na exploração de reservatórios de óleo e gás em alto mar, em profundidades elevadas, substituindo-se os cabos de aço tradicionalmente utilizados. O interesse crescente no alcance de profundidades cada vez mais maiores tem elevado os custos associados a sistemas de amarração convencionais, tornando-os até, muitas vezes, inviáveis, devido à grande intensidade das forças verticais consequentes do peso próprio e tamanho dos cabos necessários. Desta forma, as cordas sintéticas representam uma alternativa promissora, uma vez que facilitam a exploração e produção de óleo e gás em águas muito profundas, através do recurso a materiais pouco densos. Estes otimizam a

20 razão resistência/peso dos sistemas de amarração, para além de apresentarem outras vantagens, nomeadamente, diminuição de custos associados à instalação e redução do tamanho da pegada do fundo do mar. Nas Figs. 8 e 9 encontram-se comparadas as resistências e as razões resistência/peso dos cabos de aço (ST) com vários tipos de cordas sintéticas, nomeadamente polietileno (PE), PP, nylon (NY), PET, aramida (AR) e polietileno de alto peso molecular (HMPE) [17].

Verifica-se que se conseguem obter fibras sintéticas mais resistentes do que os cabos de aço convencionais, tal como as cordas de AR e HMPE. Para além disso, comprovam-se que as razões resistência/peso das cordas sintéticas atingem valores muito mais elevados do que os observados pelos cabos de aço [17].

À parte deste tipo de aplicação, o foco das cordas sintéticas neste trabalho é devido à sua possível aplicação em próteses sintéticas de ligamentos e tendões humanos, uma vez que estas conseguem resistir a grandes forças de tração e podem assumir diferentes arquiteturas, tornando as suas propriedades mecânicas bastante manipuláveis.

FIGURA 8 – RESISTÊNCIA DOS CABOS DE AÇO E DE CORDAS DE FIBRAS SINTÉTICAS [17]

21

2.5.1ESTRUTURAS DE CORDAS SINTÉTICAS

Para que um ligamento artificial seja bio funcional e tenha capacidade de resistir mecanicamente às cargas aplicadas normalmente, é necessário que se reúnam caraterísticas de biocompatibilidade e bio resistência, e, desta forma, definir-se uma estrutura que tenha as caraterísticas mecânicas adequadas. Os diferentes tipos de estruturas possíveis diferem no modo em que cada filamento individual interage com os restantes, afetando a sua resposta mecânica. Estas interações são extremamente complexas e envolvem centenas de fibras, surgindo-se dúvidas sobre a estrutura mais apropriada para a finalidade: cordas paralelas, torcidas, entrançadas ou mesmo uma combinação destas [1], [3].

De seguida, estão apresentadas algumas das estruturas utilizadas em engenharia dos tecidos e a sua caraterização analítica, de forma a que se reúnam as informações necessárias para a escolha da estrutura apropriada.

-CORDAS DE ELEMENTOS PARALELOS

Este tipo de cordas é largamente utilizado na industria de engenharia civil, tanto em alto mar, como na construção de pontes, através de fibras sintéticas de alta resistência. Estas apresentam muitas vantagens relativamente aos cabos de aço e a outros materiais tradicionais usados em construção, uma vez que suportam grandes tensões de tração, apresentam baixa densidade e são altamente resistentes à corrosão.

As cordas paralelas são compostas por fios dispostos paralelamente uns aos outros e ao eixo da corda, ao longo de todo o seu comprimento, podendo ser exteriormente rodeadas por uma estrutura tubular, como se pode verificar na Fig. 10. Quando comparado com construções torcidas ou entrançadas, este tipo de construção maximiza a eficiência das propriedades dos fios constituintes. Devido à disposição paralela dos fios, problemas, tais como baixa tensão/deformação à fadiga e abrasão, associados a outras construções de cordas, são evitados [18], [19].

Ao contrário do que acontece em outros tipos de construção, os elementos constituintes das estruturas paralelas atuam como um agregado de elementos individuais, uma vez que as forças de atrito entre estes são muito reduzidas e as interações baixas. No entanto, a resistência à tração das cordas não é medida de forma precisa através de regras de médias simples, apesar de ser determinada diretamente