JORGE WAGENFÜHR JÚNIOR AVALIAÇÃO HISTOPATOLÓGICA DAS CÁPSULAS FORMADAS SOBRE AS SUPERFÍCIES DE ESPUMAS DE SILICONE E POLIURETANO IMPLANTADAS EM RATOS

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1 SOCIEDADE EVANGÉLICA BENEFICENTE SEB HOSPITAL UNIVERSITÁRIO EVANGÉLICO DE CURITIBA HUEC FACULDADE EVANGÉLICA DO PARANÁ FEPAR INSTITUTO DE PESQUISAS MÉDICAS IPEM JORGE WAGENFÜHR JÚNIOR AVALIAÇÃO HISTOPATOLÓGICA DAS CÁPSULAS FORMADAS SOBRE AS SUPERFÍCIES DE ESPUMAS DE SILICONE E POLIURETANO IMPLANTADAS EM RATOS Tese apresentada como requisito parcial à obtenção do grau de Doutor do Programa de PósGraduação em Princípios da Cirurgia do Hospital Universitário Evangélico de Curitiba, Faculdade Evangélica do Paraná e Instituto de Pesquisas Médicas. Orientador: Prof. Dr. Jurandir Marcondes Ribas Filho Coordenador: Prof. Dr. Osvaldo Malafaia CURITIBA 2010

2 Wagenführ Júnior, Jorge W131a Avaliação histopatológica das cápsulas formada sobre as superfícies de espumas de silicone e poliuretano implantadas em ratos / Jorge Wagenführ Junior Curitiba, f.:il.; 30 cm Orientador(a): Jurandir Marcondes Ribas Filho. Tese (Doutorado em Princípios da Cirurgia) Instituto de Pesquisas Médicas. Faculdade Evangélica do Paraná. 1.Implantes artificiais. 2.Espumas de poluiretano. 3.Espumas de silicone. I.Ribas Filho, Jurandir Marcondes. II.Título. CDD CDU

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4 4 À minha querida esposa, Gislaine, pelo seu amor, companheirismo, constante incentivo e indescritível presença em minha vida. Aos meus amados filhos, Victor e Camila, presentes do Criador, símbolos da alegria e da esperança, que com ternura souberam entender o distanciamento do pai para a elaboração deste trabalho. Aos meus pais, Jorge e Liese, pelo amor e dedicação que sempre me transmitiram, pelos olhares carinhosos que continuam me acompanhando e me encorajando até os dias de hoje.

5 AGRADECIMENTOS Ao Prof. Dr. Jurandir Marcondes Ribas Filho, orientador, pelo incentivo, paciência e colaboração na confecção desta tese. Muito obrigado. Ao Prof. Dr. Osvaldo Malafaia, coordenador do Programa, pelo acompanhamento e amizade. Aos Profs. Drs. Nicolau Gregori Czeczko e Paulo Afonso Nunes Nassif, integrantes do colegiado deste programa de Pós-graduação, pelos conhecimentos passados. Ao Dr. Antonio Pádua, pelas Análises histológicas, além da forma com que participou desta e pela amizade. À Dra. Carmen Paredes Marcondes Ribas, pela sua cooperação. À Márcia Olandoski Erbano pelas análises estatísticas. As Sras. Zélia Maria Bonamigo, Luciana Cardoso Cunha, Érika Rosa, Bruno Luiz Ariede, Milena Torezim Santos e Renato Nadal Souza pelos apoios de revisões bibliográficas, gramaticais e traduções. Aos inúmeros colegas que tive oportunidade de conhecer através deste doutorado. Aos professores que lecionaram neste período, sem exclusões. Muito Obrigado. Ao Instituto de Pesquisas Médicas (IPEM), especialmente ao Sr. João Brito de Freitas, pela oportunidade de realização da etapa experimental desta tese. À Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior (CAPES) e ao Conselho Nacional de Desenvolvimento Tecnológico (CNPq), pelo apoio desta. E a todos que direta ou indiretamente participaram desta tese.

6 O trabalho é, em primeiro lugar, um processo de que participam igualmente o homem e a natureza, e no qual o homem espontaneamente inicia, regula e controla as relações materiais entre si próprio e a natureza. Karl Marx

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8 RESUMO AVALIAÇÃO HISTOPATOLÓGICA DAS CÁPSULAS FORMADAS SOBRE AS SUPERFÍCIES DE ESPUMAS DE SILICONE E POLIURETANO IMPLANTADOS EM RATOS Introdução: O uso de próteses de silicone ocorre desde a década de 60. A prótese com espuma de poliuretano passou a ser utilizada na década de 70. As pesquisas com biomateriais possibilitam melhor compreensão da resposta biológica nos materiais a qual se caracteriza por inflamação, reparo do tecido e regeneração. Objetivos: a) Avaliar se a espuma de poliuretano apresenta maior reação de corpo estranho no organismo ao ser comparada com a espuma de silicone; b) Analisar a vascularização das cápsulas formadas ao redor das duas espumas implantadas; c) Observar se as cápsulas dos implantes de espuma de poliuretano apresentam uma quantidade maior de fibras colágenas ao serem comparadas com as da espuma de silicone. Material e Método: Utilizaram-se 64 ratos albinos, machos, adultos jovens, da linhagem Wistar, que foram divididos em dois grupos de 34 animais [(espuma de poliuretano (P) Silimed) e espuma de silicone (S) Lifesil )]. Receberam implantes discóides subcutâneos em seu dorso. Foram analisadas as cápsulas peri-implante com 28 dias, 2, 3 e 6 meses após a introdução dos implantes. A análise microscópica com hematoxilina-eosina considerou as variáveis: inflamação aguda, inflamação crônica, reação de corpo estranho e neoformação vascular. A análise através do picrosírius-red com ImagePróPlus considerou números de vasos e colágeno tipo I e tipo III. Resultados: Em relação à inflamação aguda e crônica, não foram encontradas diferenças estatísticas dos dois grupos. Todos os animais do grupo poliuretano, em todos os momentos, apresentaram reação de corpo estranho moderada ou intensa e foi encontrada diferença estatística significativa (p=0,046) ao serem comparados com o grupo silicone, cuja reação era ausente ou discreta aos 2 meses. A neoformação vascular apresentou diferenças significativas nos 2 grupos, aos 28 dias (p=0,0002), pois o grupo poliuretano com H-E apresentava quantidade maior de vasos neoformados; da mesma forma ocorreu pelo picrosírius, cujo número de vasos era maior que no grupo silicone (p=0,001). A área de colágeno em todos os momentos foi maior no grupo poliuretano, sendo significativo com 28 dias (p=0,001) e com 2 meses (p=0,030). Conclusão: a) A espuma de poliuretano apresentou maior reação de corpo estranho no organismo ao ser comparada com a espuma de silicone, com diferenças estatisticamente significantes. b) A quantidade de vasos foi maior na cápsula da espuma de poliuretano com 28 dias após o implante, com significância estatística. c) As cápsulas dos implantes de espuma de poliuretano apresentaram uma quantidade maior de colágeno do que as cápsulas de espuma de silicone, apresentando diferenças estatisticamente significativas aos 28 dias. Palavras-chave: Espuma de poliuretano. Espuma de silicone. Implantes discóides.

9 ABSTRACT HISTOPATHOLOGICAL EVALUATION OF THE CAPSULES FORMED OVER THE SURFACE OF SILICONE FOAM AND POLYURETHANE FOAM IMPLANTED IN RATS Background: Silicone breast prostheses have been used since the 1960s, but polyurethane foam prostheses only appeared in the mid-1970s. Research conducted with biomaterials allow for greater understanding of the biological response to foreign materials, which primarily comprises inflammation, tissue repair and regeneration. Objectives: a) To evaluate whether polyurethane foam leads to more intense foreign-body reaction than silicone foam; b) to assess the vascularization of the capsules surrounding the foam implants, and c) to investigate if the capsule of polyurethane foam implants has a greater amount of collagen fibers than that of silicone foam implants. Methods: Sixty-four young male Wistar rats were allocated into two groups: polyurethane foam and silicone foam. Subcutaneous discs were implanted into the dorsum of the animals in both groups. The capsules of the implants were assessed 28 days, 2 months, 3 months and 6 months postoperatively. Microscopic analyses with hematoxylin and eosin stain were performed to evaluate the acute inflammatory process, chronic inflammatory process, foreign-body reaction and neovascularization. The analyses with picrosirius red stain were performed using the ImageProPlus software, which assessed the number of vessels and collagen types I and III. Results: There were no statistical differences between the two groups regarding the acute and chronic inflammatory processes. All rats from the polyurethane group, at every time point in the study, exhibited moderate or intense foreign-body reaction, which turned out to be statistically significant (p=0.046) when compared with the silicone group, in which the reaction was either mild or nonexistent at 2 months. Vascular proliferation was significantly different between the groups at 28 days (p=0.0002), with the polyurethane group displaying greater neovascularization with H&E stain. Similar results were obtained with picrosirius red, which revealed in the polyurethane group a much greater number of vessels than in the silicone group (p=0.001). The collagen area was larger in the polyurethane group, significantly so at 28 days (p=0.001) and at 2 months (p=0.030). Conclusions: a) Polyurethane foam elicited more intense foreign-body reaction when compared with silicone foam; b) the number of vessels was higher in the capsules of the polyurethane foam implants 28 days after the operation, and c) the capsule of the polyurethane foam implants showed a greater amount of collagen than that of the silicone foam implants. Keywords: Polyurethane foam. Silicone foam. Disc implants.

10 LISTA DE QUADROS QUADRO 1 - DISTRIBUIÇÃO DOS 2 GRUPOS DE ANIMAIS (ESPUMA DE POLIURETANO E ESPUMA DE SILICONE), CONFORME SUAS IDENTIFICAÇÕES... 32

11 LISTA DE TABELAS TABELA 1 - TABELA 2 - TABELA 3 - TABELA 4 - TABELA 5 TABELA 6 - TABELA 7 TABELA 8 - INFLAMAÇÃO AGUDA NOS DIVERSOS MOMENTOS COMPARANDO-SE OS GRUPOS DE ESPUMA DE POLIURETANO E ESPUMA DE SILICONE INFLAMAÇÃO CRÔNICA NOS DIVERSOS MOMENTOS COMPARANDO-SE OS GRUPOS DE ESPUMA DE POLIURETANO E ESPUMA DE SILICONE REAÇÃO DE CORPO ESTRANHO NOS DIVERSOS MOMENTOS COMPARANDO-SE OS GRUPOS DE ESPUMA DE POLIURETANO E ESPUMA DE SILICONE NEOFORMAÇÃO VASCULAR NOS DIVERSOS MOMENTOS COMPARANDO-SE OS GRUPOS DE ESPUMA DE POLIURETANO E ESPUMA DE SILICONE MOMENTO DE 28 DIAS ENTRE NÚMERO DE VASOS E ÁREA DE COLÁGENO MOMENTO DE DOIS MESES COMPARANDO-SE NÚMERO DE VASOS E ÁREA DE COLÁGENO MOMENTO DE TRÊS MESES COMPARANDO-SE NÚMERO DE VASOS E ÁREA DE COLÁGENO MOMENTO DE SEIS MESES COMPARANDO-SE NÚMERO DE VASOS E ÁREA DE COLÁGENO... 49

12 LISTA DE FIGURAS FIGURA 1 FIGURA 2 FIGURA 3 FIGURA 4 FIGURA 5 FIGURA 6 - FIGURA 7 FIGURA 8 FIGURA 9 FIGURA 10 FIGURA 11 FIGURA 12 FIGURA 13 IMPLANTE DE POLIURETANO IMPLANTE DE SILICONE FOTOMICROGRAFIA DO IMPLANTE DE ESPUMA DE POLIURETANO FOTOMICROGRAFIA DO IMPLANTE DE ESPUMA DE SILICONE INCISÃO DA PELE COM BISTURI DESCOLAMENTO DA LOJA PARA INCLUSÃO DO IMPLANTE ASPECTO DO POSICIONAMENTO DO IMPLANTE ASPECTO PÓS IMPLANTE E SINTESE DA PELLIS RESECÇÃO DA PEÇA OPERATÓRIA MATERIAL EXPLANTADO FOTOMICROGRAFIA DA ESPUMA DE POLIURETANO COM REAÇÃO INTENSA DE CORPO ESTRANHO FOTOMICROGRAFIA DA ESPUMA DE SILICONE COM REAÇÃO DISCRETA DE CORPO ESTRANHO FOTOMICROGRAFIA DA ESPUMA DE POLIURETANO COM EVIDÊNCIA DE NEOFORMAÇÃO VASCULAR ACENTUADA

13 13 FIGURA 14 FIGURA 15 FIGURA 16 FIGURA 17 FIGURA 18 FIGURA 19 FIGURA 20 FIGURA 21 FIGURA FOTOMICROGRAFIA DA ESPUMA DE SILICONE COM EVIDÊNCIA DE NEOFORMAÇÃO VASCULAR DISCRETA FOTOMICROGRAFIA DA ESPUMA DE POLIURETANO SUBGRUPO 28 DIAS FOTOMICROGRAFIA DA ESPUMA DE SILICONE SUBGRUPO 28 DIAS FOTOMICROGAFIA DA ESPUMA DE POLIURETANO AOS DOIS MESES FOTOMICROGRAFIA DA ESPUMA DE SILICONE AOS DOIS MESES FOTOMICROGRAFIA DA ESPUMA DE POLIURETANO AOS TRÊS MESES FOTOMICROGRAFIA DA ESPUMA DE SILICONE AOS TRÊS MESES FOTOMICROGRAFIA DA ESPUMA DE POLIURETANO AOS SEIS MESES FOTOMICROGRAFIA DA ESPUMA DE SILICONE AOS SEIS MESES... 49

14 LISTA DE SIGLAS COBES CPV DNA FDA FEPAR g HE HUEC IPEM P PTFE PTFE-E S SSI TDA UFPR ZLG Colégio Brasileiro de Experimentação Animal Carbono Vítreo Poroso Acido desoxirribonucleico Food and drug administration Faculdade Evangélica do Paraná Gramas Hematoxilina-Eosina Hospital Universitário Evangélico de Curitiba Instituto de Pesquisas Médicas Poliuretano Politetrafluoroetileno Politetrafluoroetileno expandido Silicone Solução Salina Isotônica Toluenediamina Universidade Federal do Paraná Zafirlukast

15 SUMÁRIO 1 INTRODUÇÃO...13 OBJETIVOS REVISÃO DA LITERATURA HISTÓRICO IMPLANTES DE SILICONE GEL REAÇÃO ORGÂNICA MATERIAL E MÉTODO ANIMAIS DE EXPERIMENTAÇÃO Caracterização da amostra Preparação dos animais DELINEAMENTO EXPERIMENTAL MATERIAL DE EXPERIMENTAÇÃO ETAPAS EXPERIMENTAIS Anestesia Posicionamento na mesa e preparo da pele Materiais implantados Procedimento cirúrgico Pós-operatório OBTENÇÃO DO MATERIAL PARA ESTUDO HISTOLÓGICO MORTE DOS ANIMAIS AVALIAÇÃO HISTOLÓGICA Coloração de Hematoxilina-eosina Coloração de picrosírius METODOLOGIA ESTATÍSTICA RESULTADOS AVALIAÇÃO HISTOLÓGICA Coloração hematoxilina-eosina Inflamação aguda Inflamação crônica Reação de corpo estranho Neoformação vascular Coloração picrosírius Área de colágeno e número de vasos DISCUSSÃO ESCOLHA DO ANIMAL DE EXPERIMENTAÇÃO TÉCNICA ANESTÉSICA TÉCNICA OPERATÓRIA ASPECTOS HISTOLÓGICOS Coloração de Hematoxilina-eosina Avaliação da inflamação aguda Avaliação da inflamação crônica Avaliação da reação de corpo estranho Avaliação da neovascularização Coloração de picrosírius Análise do colágeno NOVAS PERSPECTIVAS...62

16 16 6 CONCLUSÕES...63 REFERÊNCIAS...65

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18 18 1 INTRODUÇÃO A procura de um substituto anatômico, tanto na sua ausência quanto nas hipoplasias e hipotrofias mamarias, tem longa história de insucessos até o advento das próteses de silicone (BERSON, 1945; PAGMAN, 1953; BAMES, 1953; BAMES, 1955; LUQUE, 1962; EDWARDS, 1963; CHEM, 1991). Na natureza, a substância sílica era resultado da junção do silício com o oxigênio. A união organo-mineral à base do silicone não ocorria naturalmente. Os silicones se tornaram materiais úteis nos anos 1930 quando o Dr. J. F. HYIDE apud BROWN et al. (1953) desenvolveu a primeira resina de silicone flexível para uso com pano fibroso de um material isolante. O primeiro implante mamário de silicone gel foi desenvolvido por CRONIN e GEROW (1963) e deu origem a uma série de mudanças, principalmente no aspecto da superfície, caracterizada primeiramente pela textura lisa. Embora essas inovações tivessem aumentado o grau de satisfação, em comparação com os métodos anteriores, deixavam a desejar no referente à assimetria, às infecções e complicações, principalmente, pela formação de contratura capsular. As respostas inflamatórias que os implantes causam no hospedeiro são denominadas de biocompatibilidade (NEEL, 1983). A contratura capsular é definida como reação do tipo corpo estranho, no qual se forma o tecido cicatricial ao redor do implante mamário. Histologicamente consiste de uma estrutura com diversas camadas compostas de fibroblastos, fibrócitos, miofibroblastos e histiócitos envolvidos por tecido acelular e rico em fibras colágenas. Essa camada em disposição circular exerce tração sobre o implante e determina sinais e sintomas que variam entre um desconforto ou sensação de enrijecimento da mama até dores intratáveis, perda da mobilidade e deformidade importante (FERREIRA, 1984). A busca por resultados melhores modificou a estrutura das próteses, especialmente quanto à qualidade do material, que reduziu a reatividade ao gel, tornou mais espesso, e maior resistência do envoltório. Uma das tentativas de redução das contraturas capsulares resultou no desenvolvimento das próteses de superfície rugosa. Porém a intensidade da reação inflamatória ao redor do invólucro da prótese não mudou. Embora o vetor final da força de

19 19 retração sobre a prótese fosse reduzido, a experiência ainda era insuficiente (MICHELOW e HUGO, 1988). O próximo passo foi o desenvolvimento dos implantes cobertos de espuma de poliuretano, que teve seu uso iniciado na década de 70 (ASHLEY, 1979), como recurso para as complicações causadas pelas próteses lisas, que constituíam as contraturas capsulares (SHAH, LEHMAM e TAN, 1981) e originavam endurecimento da mama e deformações, além de exigirem cirurgias para a sua retirada precoce, deixando em muitas pacientes a péssima impressão do procedimento por não lhes resolver o problema estético. Durante um grande número de anos, os implantes mamarios com espuma de poliuretano foram empregados com sucesso (SHONS, 1992 e HANDEL et al., 1993) e alguns problemas (EPPLEY, 1992; POLLOC, 1993). As características de um implante ideal foram definidas por SCALES (1953): não causar modificação física no tecido, ser quimicamente inerte, não ser carcinogênico, não causar reação alérgica ou de corpo estranho, ter capacidade de resistência a forças mecânicas e poder ser fabricado na forma desejada. Segundo LODOVICI et al. (1972), o silicone satisfaz as exigências de Scales (1953) e, talvez, por isso, seja o material de inclusão mais utilizado. Para a ocorrência de um implante ideal, a segurança e efetividade dos materiais devem incluir o conhecimento histopatológico da interface implantetecido e a possibilidade de ocorrer inflamação crônica e resposta granulomatosa a partir de estudos experimentais, visando-se obter uma menor reação possível no hospedeiro, bem como a restauração de tecidos. (SILVER; MASS, 1994). O estudo de WAGENFUHR JR (2007), combina a estrutura microporosa do revestimento de poliuretano à biocompatibilidade do silicone. Utilizando como material de estudo a espuma de silicone, desenvolvida pelo autor deste trabalho para revestimento das superfícies das próteses de mama, estruturou-se esta tese. OBJETIVOS O presente estudo busca avaliar histopatologicamente as cápsulas formadas sobre as superfícies de espuma de silicone e de poliuretano em

20 20 modelo experimental em ratos, por meio dos seguintes objetivos: a)avaliar se a espuma de poliuretano apresenta maior reação de corpo estranho no organismo ao ser comparada com a espuma de silicone. b)analisar a vascularização das cápsulas formadas ao redor das duas espumas implantadas. c)observar se as cápsulas dos implantes de espuma de poliuretano apresentam uma quantidade maior de fibras colágenas ao serem comparadas com as da espuma de silicone.

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22 22 2 REVISÃO DA LITERATURA 2.1 HISTÓRICO GERSUNY apud GUTIÉRREZ e MONTES (2002) realizou, em 1889, trabalhos com injeção de parafina, geléia de petróleo e óleo de oliva em animais e depois passou a realizar os mesmos procedimentos em seres humanos Como ocorreram infecções graves, o método foi abandonado. No início do século XX, foram utilizados outros materiais sintéticos para os implantes como Teflon, Etheron e esponjas de poliuretano, mas também tiveram de ser abandonados pelo grau de resposta inflamatória (SHAH, LEHMAM e TAN, 1981). O silicone, usado na cirurgia reconstrutora, desde 1947, tem sido bastante investigado experimentalmente (BROWN, et al., 1953; SPEIRS e BLOCKSMA, 1962). O primeiro trabalho sobre o uso do silicone em cirurgia plástica foi publicado por BROWN et al. (1953). Eles concluíram que uma preparação nova de silicone havia chamado sua atenção por proporcionar a impermeabilização da pele com a finalidade de prevenir macerações. Relataram ter continuado seu uso com o acréscimo das combinações químicas e perceberam que tinham grande valor em diversas aplicações em cirurgia plástica. Em 1970, ASHLEY apud VAZQUEZ (1999) tentou reduzir a contratura, por meio de estudo sobre implantes de silicone gel com superfície de poliuretano e incluiu um septo interno em Y para evitar a deformação. Em 1984, HERMAN apud REBELLO (1993) preferiu não utilizar o septo interno, mas melhorou a película do implante. A prótese de poliuretano, depois de 12 anos de sua utilização, tinha índice de contratura de 3,3%, tendo sido considerada uma boa escolha tanto na cirurgia reparadora quanto na estética. (GASPERONI, SALGARELLO e GARGANI, 1992). No ano 1980, na tentativa de evitar os efeitos negativos do implante com superfície de poliuretano, foi desenvolvido o implante de silicone com superfície texturizada. (REBELLO, 1993).

23 23 Ao analisar 80 cápsulas retiradas de pacientes com contratura, KASPER (1994) percebeu que havia uma cápsula uniforme em torno dos implantes lisos. A situação era diferente ao redor das superfícies texturizadas, pois sua espessura se apresentava variada e havia elevações e depressões na face interna, cujo resultado era uma cápsula descontínua, com menor contratibilidade. Próteses lisas ou com textura moderada convivem no mercado juntamente com as próteses rugosas e microporosas, a exemplo das que eram envolvidas por poliuretano. Mas estas têm a vantagem de proporcionar um crescimento tissular no interior da superfície do implante (BATRA, BERNARD e PICHA, 1995). Depois de realizarem estudo prospectivo duplo cego com 49 pacientes por três anos, MALATA et al. (1997) concluíram que o índice de contratura para próteses texturizadas era de 11%, bem menor que o das próteses lisas, que foi de 59%. Com o passar do tempo, passaram a ser comercializadas próteses envoltas por elastômeros de silicone. Existem as de superfície lisa ou rugosa e com as texturas mais variadas, quanto aos poros, depressões, nódulos ou pilares. (RUBINO et al., 2001). Considerando que o procedimento cirúrgico do implante de silicone mamário é um dos mais realizados na Cirurgia Plástica e que uma das maiores complicações é a contratura que se forma na cápsula ao redor do implante, BASTOS et al. (2003) descreveram um modelo experimental de contratura capsular por eles desenvolvido. Concluíram que o modelo experimental pode contribuir com novas pesquisas quanto ao tratamento de contratura capsular. BARNSELY, SIGURDSON e BARNSLEY (2006), que procederam a uma revisão de estudos clínicos, concluíram que a contratura capsular ocorre cinco vezes mais em pacientes com implantes de superfície lisas do que em pacientes que utilizaram superfícies texturizadas. Um estudo prospectivo, com dois grupos de pacientes que receberam implantes lisos e texturizados, foi analisado por POEPPL et al. (2007). Eles observaram incidência inferior de sintomas associada a contraturas no grupo de superfície texturizada, enquanto que pela análise histológica a diferença não foi significativa.

24 24 No estudo sobre avaliação da correlação clínica e histológica, PRANT et al. (2007) estudaram 24 pacientes com contratura capsular após a colocação de implantes lisos. Concluíram que 58% se manifestaram nos 11 meses seguidos à cirurgia. A cápsula mais grossa correspondia à maior resposta inflamatória, conforme avaliação histológica, e nos casos da presença de partículas de silicone na cápsula, havia maior resposta inflamatória. Em 1991, os fabricantes foram questionados pelo Food and Drug Administration (FDA) quanto à qualidade dos implantes, pois os dados por eles apresentados não garantiam a segurança na sua utilização, uma vez que eram muito frequentes complicações como rupturas, contraturas, riscos de câncer de mama, entre outros. Adicionou-se também a desconfiança quanto à toluenediamina 2,4 (TDA), que resulta da degradação do poliuretano. No ano seguinte, os implantes foram retirados do mercado americano. A boa notícia ocorreu em 1995, quando o FDA liberou o TDA, por julgar que o risco de câncer era mínimo. No ano de 2000, foram liberados para comercialização os implantes de conteúdo salino. Hoje, o FDA concede carta de aprovação aos implantes com gel de silicone (ROHRICH, ADAMS e POTTER, 2007). VAZQUEZ e PELLÓN (2007) acompanharam 300 pacientes com implantes de poliuretano que fizeram anualmente ecografia mamária no decorrer de 10 a 15 anos. Além de constatarem o índice de contratura de 1%, observaram que o implante se torna macio depois de seis semanas; que a degradação do implante começa a partir de dois anos, quando passa a se comportar como implante texturizado, e atribuíram a permanência do poliuretano na cápsula ao fato das fibras serem onduladas. Quanto ao risco de câncer de mama causado pelo implante mamário, diversos estudos atestam que não há evidências de sua ocorrência (BRINTON, 2007). 2.2 IMPLANTES DE SILICONE GEL Com a finalidade de resolver o problema do extravasamento de silicone pela parede da prótese e do desprendimento de moléculas de silicone da estrutura do envoltório, foi produzida a prótese Silastic, cuja membrana era supostamente impermeável entre as camadas de silicone. Foram os trabalhos

25 25 de CRONIN e GEROW (1963) que desenvolveram e divulgaram o uso do implante mamário de silicone-gel. Segundo BOZOLA et al. (2006), seus resultados foram divulgados no Congresso Internacional de Cirurgia Plástica, em 1964, e alcançaram popularidade no mundo todo. Naquela ocasião, as conclusões divulgadas tiveram como base estudos a partir de próteses de elastômero de silicone, contendo silicone gel em seu interior, e uma tela de dacron na face posterior a fim de evitar a ptose da mama e a adesão do implante à parede torácica. Mas as próteses causavam deformidades evidentes por serem grossas e com bordas palpáveis. Surgiram alterações na forma e nas telas de Dacron posicionadas na sua face posterior. Foram modificados os tamanhos para possibilitar maior diversidade de volume e forma. As próteses, em forma de gota, que ainda existem no mercado, causam retração da cápsula ao seu redor, que tende à esfericidade. Outras surgiram com envoltório mais fino, com silicone de menor viscosidade no seu interior e com forma semi-esférica e sem as telas de Dacron (CRONIN e GERON, 1963). As primeiras próteses de silicone eram constituídas de um envelope de silicone que continha determinado volume de silicone-gel. Tinham volumes variados para o atendimento de cada caso. Possuíam de 60 a 400 ml e em formatos variados denominados por: perfil alto, baixo, forma de gota, dentre outros. (PITANGUY e FRANCO, 1967). Com a introdução do uso da prótese de silicone, houve grande melhora nos resultados de mamoplastias de aumento, por reduzir a incidência de complicações (BEEKMAN et al., 1999). O silicone (dimetil-polisiloxano) era considerado um polímero não biodegradável, dissolvível somente em silicone, fabricado na forma líquida mais fina, em gel ou na forma sólida, medindo-se a diferença pela viscosidade (SPERLI, 2000). 2.3 REAÇÃO ORGÂNICA Como forma de contraturas capsulares e em manifestações sistêmicas, foram descritas moléculas de gel que vazavam pelo envoltório (LILLA e VISTNES, 1976). Diversos estudos relatam que o silicone produz complicações

26 26 relacionadas com o sistema imunológico tanto celular quanto humoral. (TRUPPMAN e ELLENBY, 1978). TRUPPMAN e ELLENBY (1978) descreveram o extravasamento de silicone da prótese e a migração para órgãos à distância, tais como fígado, rim, cérebro, pâncreas e supra-renais. A migração poderia ocorrer por via linfática ou hematogênica. Alterações nas imunoglobulinas, presença de auto-anticorpos e quadros compatíveis com doenças auto-imunes também foram relatadas (VINNIK, 1976; VARGAS, 1979). COCKE e SAMSPSON (1979) demonstraram que o silicone podia migrar mesmo em próteses de duplo lúmen. BURKHARDT et al. (1981) descreveram moléculas de dióxido de silicone, que se desprendiam do envoltório da prótese.dentre as complicações, algumas eram imediatas e outras tardias. As imediatas referiam-se aos hematomas mais volumosos, que obrigavam a retirada da prótese, revisão da hemostasia e sua colocação posterior; a infecção, que decorria da contaminação ou má esterilização, por isso era aconselhado o uso de antibióticos no local. Das complicações tardias, destacavam-se a formação de uma cápsula fibrosa mais espessa e sua retração, que causava deformidade estética, em especial, o endurecimento da mama (ANDREWS, 1981). Outros estudos comprovaram a baixa reação orgânica do silicone (SHAH, LEHMAM e TAN, 1981). Depois de alguns meses e até de alguns anos, podem ocorrer complicações como contratura capsular, ruptura de implante e acúmulo de líquido na loja periprótese (COURTISS, GOLDWYN e ANASTASI, 1979; CLEGG et al., 1983), além da infecção tardia (BRINK, 1996) por contaminação hematogênica (ERSEK e SALISBURY, 1997). TAYLOR e PENHALLOW (1986) estudaram comparativamente a biotolerância de implantes de borracha de silicone subcutâneos, intramuscular e intraperitoneal, Pilitetrafluoroetileno (PTFE) microporoso e gel de poliacrilamida-agarose no decorrer de seis semanas em ratos. Fizeram avaliação histológica quantitativa para a espessura da cápsula, densidade de fibroblasto, de células mononucleares, de células gigantes multinucleares e também da densidade do colágeno. Compararam os polímeros testados com

27 27 dados históricos de falsos procedimentos de cicatrização e em dois copolímeros de enxerto hidrofílicos de alta biotolerância, a saber, ácido acrílicopolietileno e ácido acrílico-polipropileno microporoso. A graduação do ensaio dos polímeros para todos os critérios, exceto a embalagem do colágeno, foi considerada resposta mínima para a poliacrilamida-agarose e maior para o envelope de silicone, sendo as diferenças significativas (p < 0,05) para espessura da cápsula e densidade da célula mononuclear. A resposta da poliacrilamida-agarose foi semelhante aos dois copolímeros hidrofílicos. O PTFE microporoso foi ligeramente mais reativo e o envelope de silicone foi significativamente mais reativa (p<0.05). Para diminuir índices de contratura capsular, surgiram as próteses de superfície rugosa que tornariam a incidência menos frequente, mas sem eliminá-la. Sua estrutura era semelhante à prótese de silicone, mas seu envoltório tinha estrutura rugosa, objetivava formar inúmeras microcápsulas entre as irregularidades do envoltório. Assim, a intensidade da reação inflamatória ao redor da capa da prótese não mudava; mas o vetor final da força de retração sobre a prótese seria reduzido, com diminuição da deformidade e rigidez da mama afetada. No entanto, ainda não se poderia julgar os benefícios pela experiência insuficiente (MICHELOW e HUGO, 1988). HULL et al. (1989) estudaram o método de determinação de 2,4 e 2,6 TDA em extrato aquoso de espuma de poliuretano. As amostras da espuma foram extraídas com éter, seguido pela extração de ácido hidroclorídrico diluído. Utilizou-se a cromatografia de alta eficiência para líquido de fase reversa com detecção eletroquímica. O limite mais baixo da detecção é o ppb (ng/g) para amostra 10.0-g. A resposta de TDA é linear sobre três ordens de magnitude, e de acordo com os dados de recuperação calculou-se a média de 50% para as amostras colocadas na escala do ppb A confirmação dos picos atribuídos a TDA nas análises cromatográficas foi realizada através de espectômetro líquido da cromatografia de massa. Concluíram que, embora o estudo fosse projetado inicialmente para a análise de espumas relativamente simples, parece ser aplicável a uma variedade de espumas comercializáveis. O interesse principal era estudar espumas compatíveis com tecidos humanos. Isto leva à algumas limitações quanto aos componentes a serem utilizados. Por outro lado, a espuma industrial pode conter muitos aditivos, como tinturas,

28 28 antioxidantes e surfactantes, que podem contribuir com problemas relacionados com a extração ou interferências na cromatografia, embora os autores não tenham experimentando nenhum problema significativo. Desse modo, o método que utilizaram fornece a sensibilidade excelente para a análise de TDA. Também CHAN et al. (1991) detectaram a presença de 2,6-TDA na urina de uma paciente que recebeu uma prótese de espuma de poliuretano, sendo bastante importante esse alerta, pois esse elemento - 2,6-TDA - é um provável cancerígeno. As reações ocorrem não somente devido à natureza química e/ou biológica do material e de sua configuração, mas também da área receptora (SILVER e MASS, 1994). A complicação mais frequente da inclusão da prótese de silicone é a retração capsular (REBELLO, 1993; PITANGUI et al., 1995) resultante da formação de uma cápsula fibrosa que envolve o implante. Na sua retração, a cápsula comprime a prótese que deixa de ter um aspecto natural, porque a mama reconstruída se separa da parede tóxica. O tratamento consiste na tentativa de romper a cápsula através de manobras externas ou por cirurgia (SEPÚLVEDA, 1994). Em muitos estudos relacionados, os metabólitos foram constatados em amostras de sangue e de urina de humanos, demonstrando que a espuma de poliuretano no organismo não permanecia inerte. O trabalho de SEPAI et al. (1995) detectou altos níveis plasmáticos de 2,4-Toluenodiamina (TDA) ligados covalentemente nas frações de albumina e globulina, indicando contaminação através da exposição a outros elementos potencialmente cancerígenos em humanos que produziam esse metabólico. BATRA, BERNARD e PICHA (1995) realizaram estudo em ratos, com a finalidade de determinar a resposta do tecido celular sub-cutâneo dos implantes de silicone com morfologias de superfícies diferentes e o correlato implante microtexturizado com formação capsular. Eles introduziram implantes de três tipos: texturizado, espuma de poliuretano e silicone liso (controle). Foram utilizados 96 ratos masculinos adultos de Sprague-Dawley que pesavam entre 250 e 300 g; 32 ratos foram assinalados para cada um dos três grupos. Em cada grupo, quatro ratos foram implantados por 24 horas, quatro

29 29 por quatro semanas, quatro por oito semanas, quatro por 12 semanas, quatro por 16 semanas, quatro por 20 semanas, e quatro por 24 semanas. Eles foram sacrificados no final de cada intervalo, depois que o tecido peri-prótese foi obtido para a análise histológica. Os resultados demonstraram resposta estável do tecido celular subcutâneo com alguns macrófagos e fibroblastos para o grupo do implante liso do envelope de silicone. As espumas das cápsulas eram de 10 para 12 células com colágeno entrelaçado. A espuma de poliuretano prolongou a resposta celular ativa no que diz respeito aos macrófagos, fibroblastos e células gigantes multinucleares, junto com colágeno de deposição e alternando finas e grossas áreas capsulares. O grupo texturizado teve resposta celular mais estável, com macrófagos e fibroblastos, junto com o rompimento da orientação das fibras de colágeno (BATRA, BERNARD e PICHA, 1995). O estudo de DELCLOS (1996) demonstrou que ratos foram contaminados com 2,4-TDA e apresentaram danos em seu DNA, porém as conclusões não foram específicas na origem de mutações nesses animais. RIHOVA (1996) destaca a diferenciação existente entre os aspectos da biocompatibilidade de materiais poliméricos sólidos e de materiais poliméricos solúveis. Os sólidos são utilizados nos implantes com polímeros para aumentar a biocompatibilidade, na encapsulação de células, produzindo hormônios e outros fatores solúveis, ou como microesferas utilizadas como antígeno ou liberação de drogas. PADERA e COLTON (1996) estudaram a resposta do hospedeiro a um material microporoso causador da neovascularização na relação do materialtecido. A vascularização aumentou aos dez dias e permaneceu assim em 329 dias após a implantação. O tecido conectivo estava desordenado, solto e avascular em 3 dias. O tecido de granulação, em cinco dias, submeteu-se à formação fibrosa e ao amadurecimento da cápsula a partir de sete dias do implante. KAFEJIAN et al. (1997), que realizaram estudo comparativo das reações teciduais a implantação de silicone e PTFE no dorso de ratos, consideram que a proliferação vascular e a presença de fibrose são processos aparentemente retardados; a irregularidade do PTFE está associada à maior quantidade de vasos e de fibrose tardia, relacionada a esse material.

30 30 BRANDON et al. (1999) investigaram se existiam mudanças nas propriedades mecânicas e químicas das capas de implantes mamários em função do tempo da implantação. Eles utilizaram implantes mamários preenchidos com gel de silicone para estudar as propriedades mecânicas finais dos implantes de único-lumen silicone Silastic e Silastic I explantadas in vivo entre seis e 28 anos, período no qual foram realizadas comparações com as propriedades das próteses não implantadas. A força tênsil final, a elasticidade e a resistência do rasgo do material foram medidas tanto nas capas explantadas quanto nas de controle e testadas identicamente com uso de protocolos. Os dados da força final foram traçados em função do tempo de implante, conforme dados de outras instituições de pesquisa. A análise estatística dos dados evidenciou que as propriedades mecânicas finais da força e da resistência não estão relacionadas ao tempo de implantação por até 28 anos. Concluíram que não há nenhuma degradação significativa das propriedades mecânicas da capa elastomérica em função do tempo. As pesquisas com biomateriais possibilitam melhor compreensão da resposta biológica nos materiais a qual se caracteriza por inflamação, reparo do tecido e regeneração. Segundo THOMSEN e GRETZER (2001), os macrófagos, células versáteis e de vida longa, agem em superfícies de dispositivos médicos implantados. As interações entre células e superfícies dos materiais são processos dinâmicos que requerem modelos experimentais adicionais com graus diferentes de complexidade ambiental. Atualmente são encontradas consequências do uso do silicone líquido; como a região onde ele era inserido tornar-se vascularmente debilitada e, portanto, mais susceptível a infecções, além do contato direto deste material com os tecidos possibilitando reações sistêmicas do tipo reumatóide (STRAGLIORIO et al., 2002). KAMELGER et al. (2004) realizaram estudo em ratos, nos quais foram introduzidas, por meio de implante subcutâneo, folhas de silicone. O estudo demonstra que os mioblastos semeados dentro das cápsulas de diferentes biomateriais podem ser transplantados com sucesso. Da mesma forma, o estudo comparativo de DOUGLAS et al. (2004) considerou a reação tecidual à inclusão de poliuretano e a reação tecidual ao implante de pericárdio bovino. GIANLUPI e TRINDADE (2004) realizaram comparativo entre o uso de

31 31 fio inabsorvível (polipropileno) e fio absorvível (poliglactina 910) na fixação de prótese de polipropileno em correção de defeitos músculo-aponeurótico da parede abdominal em ratos. Através da avaliação histológica de reação inflamatória crônica observou-se maior fibrose e macrófagos no grupo polipropileno. Sete artigos, que fizeram comparações entre próteses texturizadas e lisas a propósito da incidência de contratura capsular, foram analisados por BARNSLEY, SIGURDSON e BARNSLEY (2006), que concluíram pela superioridade dos implantes com textura na diminuição de casos da contratura capsular. Um estudo realizado por MINAMI et al. (2006) com 33 porcos, que foram submetidos a implantes lisos e texturizados, sofreram avaliação aos 30, 60, 180 e 270 dias pós-operatórios. As próteses lisas sofreram incidência maior de contratura por haver maior concentração de fibras colágenas, em comparação com os implantes texturizados, mediante a análise de coloração de picrosírius. A espessura da cápsula é uma característica histológica associada à contratura capsular. A reação inflamatória tem relação direta com a espessura da cápsula e o grau de contratura demonstrado no exame clínico. (PRANT et al., 2007). HADDAD FILHO et al. (2007) compararam a reação inflamatória resultante do implante de silicone texturizado com a reação inflamatória provocada pelo implante de silicone texturizado recoberto com PTFE-E em estudo com 150 ratas dividas em três grupos: controle, silicone e recoberto PTFE-E, subdividas em cinco grupos, 7, 30, 60, 90 e 180 dias, conforme a data do segundo ato operatório. A técnica morfométrica foi utilizada para a análise histológica do tecido periimplante. Concluíram que a etapa aguda da reação inflamatória teve maior irregularidade e intensidade no implante de silicone. MAZZETTI et al. (2008) avaliaram radiologicamente implantes de carbono vítreo poroso (CPV) e silicone (S), visando à substituição óssea no esqueleto craniofacial de ratos. Os 40 ratos do estudo foram divididos nos grupos A (implantes subperiostais de CVP no crânio) e B (implante de silicone no crânio). A pesquisa mostrou a formação de uma pseudo-cápsula ao redor dos implantes no grupo B, não presente nos implantes CPV. Os autores concluíram

32 32 que os implantes de CPV demonstram maior deformação que os de S, não sendo indicados para substituição do osso membranoso no crânio de ratos. PALHARES et al. (2009) avaliaram o resultado do laser de baixa intensidade sobre a contração da pseudocápsula, que se forma em torno dos implantes de silicone, por meio de pesquisa com 60 ratos, divididos em dois grupos. O grupo I recebeu implante no subcutâneo da região dorsal, mas não foi efetuado tratamento depois da cirurgia. O grupo II recebeu sete sessões de irradiação com laser de baixa intensidade depois do implante. Os autores observaram que não houve diferença significativa entre os grupos, no entanto, houve maior quantidade de vasos entumescidos no grupo II, no qual foi menor a espessura da pseudocápsula. Concluíram que o laser de baixa intensidade muda a forma como ocorre a reparação tecidual ao redor dos implantes, podendo ser utilizado na modelação das contraturas que se apresentam ao redor dos implantes de silicone. O ACT1 é um peptídeo sintético derivado da sequência do carboxylterminal da proteína celular connexão 43. Este peptídeo novo vem sendo mostrado como forma de modular a cura da ferida cutânea, para a redução de cicatriz e promoção do reparo regenerativo da pele depois do ferimento. SODER et al. (2009) investigaram a habilidade do peptídeo ACT1 na modulação da resposta de cicatrização da ferida com implantação de dispositivo biomedicável. Os discos do silicone revestidos foram implantados submuscularmente em ratos. Os autores observaram que o ACT1 modulou a resposta da cicatrização da ferida dos implantes de silicone atenuando a infiltração de neutrófilo, aumentando a vascularidade do tecido da cápsula, reduzindo o tipo I de deposição de colágeno em torno do implante, e reduziu a presença continuada de miofibroblastos contrácteis. Eles concluíram que o ACT1 pode ser considerado uma possível tecnologia para modular a resposta da cura da ferida dos implantes, promovendo a integração de materiais implantados e dos dispositivos projetados nos tecidos do corpo humano. O objetivo do estudo de MOREIRA et al. (2009) era investigar os efeitos do zafirlukast (ZLG) na espessura da cápsula, na densidade da fibra do colágeno, e no cálculo da cura do tecido ao redor dos implantes de silicone texturizado nos ratos. A pesquisa foi desenvolvida com 36 ratos, que foram divididos em dois grupos. Em um grupo, foram criadas duas cavidades nas

33 33 quais foram introduzidos os implantes texturizados. No lado esquerdo da cavidade foi injetado 0.2 ml da solução salina (SSI) e no lado direito uma dose de 1.25 mg/kg do ZLG. No outro grupo somente uma cavidade foi criada, seguida pela colocação de um implante e por uma injeção de 0.2 ml de SSI. Os ratos sofreram eutanásia aos 7, 35 ou 90 dias seguidos pela dissecação cuidadosa do implante. As cápsulas e tecidos peri-implante foram preparados para a análise histológica. Como resultado, observaram que o ZLG foi eficaz em danificar a espessura da cápsula em 35 e 90 dias comparados a outros dois grupos. Foi eficaz não somente em danificar a densidade do colágeno nos 35 e 90 dias, mas também mostrou o mesmo efeito no (SSI); poucos miofibroblastos foram contados no 90 dia no ZLG comparado ao grupo do SSI; o número de miofibroblastos era significativamente mais baixo no ZLG do que no SSI. Concluíram que a colocação de uma dose de ZLG na cavidade foi eficaz em danificar a formação da cápsula em torno do implante texturizado (MOREIRA et al., 2009). Em estudo sobre características biofísicas e histológicas publicado por BALDERRAMA et al. (2009). Mostrou que a membrana de espuma de silicone tem maior aderência e maior reação capsular quando comparado com o revestimentotexturizado implantado em ratos até 60 dias.

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35 35 3 MATERIAL E MÉTODO O presente trabalho foi executado no Instituto de Pesquisas Médicas (IPEM) do Programa de Pós-Graduação em Princípios da Cirurgia da Faculdade Evangélica do Paraná (FEPAR) e Hospital Universitário Evangélico de Curitiba (HUEC), após ter sido aprovado pelo comitê de ética, protocolado sob o número 4949/05 (Anexo 1), no período de dezembro de 2005 a julho de O processamento histológico e a análise das lâminas foram realizados no serviço de Patologia do Laboratório Citopar em Curitiba-PR. Para a redação e editoração, tomou-se como base as normas para Apresentação de Documentos Científicos da Universidade Federal do Paraná (2007). Este estudo obedeceu à Lei federal n. o 6.638, de 8 de maio de 1979, Normas para Prática Didático-Científica da Vivissecção de Animais, e às normativas do Colégio Brasileiro de Experimentação Animal (COBEA), International Anatomical Nomenclature Commitee, International Commitee on Veterinary Gross Anatomical Nomenclature (1983). 3.1 ANIMAIS DE EXPERIMENTAÇÃO Caracterização da amostra Foram utilizados 64 ratos albinos (Rattus norvegicus), machos, adultos jovens, da linhagem Wistar, com peso variando entre 210 e 250 g, procedentes do Biotério do Setor de Ciências da Saúde da Universidade Federal do Paraná (UFPR) Preparação dos animais Quinze dias antes de serem incluídos no estudo, todos os 64 ratos foram distribuídos e acondicionados em caixas de acrílico de 500cm 3, contendo

36 36 quatro ratos em cada, período no qual tiveram livre acesso à água e dieta específica para a espécie (Nuvilab, CR1-Nuvital ). Durante todo o período da experimentação, os animais permaneceram em local adequado, com temperatura ambiente e ciclos alternados de 12 h de luminosidade e obscuridade. 3.2 DELINEAMENTO EXPERIMENTAL O presente estudo teve como ponto de partida a comparação entre as espumas de dois tipos de implantes, poliuretano (P) e silicone (S). Para tanto, os 64 animais foram distribuídos em número de 32 para cada grupo e subdivididos em 4 subgrupos, conforme o tempo em que seriam sacrificados (Quadro 1). Grupo animal 28 dias 2 meses 3 meses 6 meses Espuma de Poliuretano 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8 17, 18, 19, 20, 21, 22, 23, 24 33, 34, 35, 36, 37, 38, 39, 40 49, 50, 51, 52, 53, 54, 55, 56 Espuma de Silicone 9, 10, 11, 12, 13, 14, 15, 16 25, 26, 27, 28, 29, 30, 31, 32 41, 42, 43, 44, 45, 46, 47, 48 57, 58, 59, 60, 61, 62, 63, 64 QUADRO 1 - DISTRIBUIÇÃO DOS 2 GRUPOS DE ANIMAIS (ESPUMA DE POLIURETANO E ESPUMA DE SILICONE), CONFORME SUAS IDENTIFICAÇÕES. 3.3 MATERIAL DE EXPERIMENTAÇÃO Os ratos foram submetidos à inclusão de implantes discóides de diâmetro de 20 mm, apresentando todas as camadas constituídas de um implante mamário Os animais de cada grupo receberam um tipo de implante. No grupo poliuretano (P) (n=32) foi implantada espuma de poliuretano (Silimed, Rio de Janeiro - Brasil). No grupo silicone (S) (n=32) foi implantada espuma de silicone (Lifesil, Curitiba Brasil) (Figuras 1 e 2).

37 37 FIGURA 1 IMPLANTE DE POLIURETANO. FIGURA 2 IMPLANTE DE SILICONE. LEGENDA: Implante discóide com superfície de espuma de poliuretano. LEGENDA: Implante discóide com superfície de espuma de silicone. 3.4 ETAPAS EXPERIMENTAIS Anestesia Após a divisão em grupos, cada um dos animais foi retirado aleatoriamente da gaiola e pesado em balança eletrônica com precisão de 0,01g e anotado. Os ratos foram anestesiados por injeção intra-peritoneal, composta de uma associação de hidroclorido de cetamina (Ketalar, ParkeDavis, Detroit, USA) 50mg/mg, e hipoclorido de clorpromazina (Amplictil, Aventis Pharma, Strasbourg, França) 5mg/ml, em uma proporção de 10/1,5ml respectivamente. A indução anestésica foi realizada com 0,9ml do anestésico hidroclorido de cetamina diluído a 0,135ml de hidroclorido de clorpromazina. Não foi necessária dose complementar para a realização do procedimento cirúrgico em nenhum caso. Em cerca de cinco minutos os ratos estavam anestesiados e mantinham bom padrão respiratório. A dose permitiu nível anestésico satisfatório para o procedimento cirúrgico Posicionamento na mesa e preparo da pele Os ratos foram posicionados em decúbito ventral e suas quatro patas foram contidas. A tricotomia foi realizada na região dorsal, com lâmina de aço inoxidável (Gillette Gillette do Brasil Ltda.), com sabão líquido, seguida de limpeza com solução degermante de polivinilpirrolidona-iodo/lauril-ester sulfato

38 38 de sódio (Povidine Degermante, Ceras Johnson) e anti-sepsia com solução tintura de polivinilpirrolidona-iodo (Povidine Tintura, Ceras Johnson) Materiais implantados Nesse momento do experimento, procedeu-se ao sorteio da sequência das superfícies discóides de espuma de poliuretano e de silicone. Os materiais implantados tinham formato discóide, com 20 mm de diâmetro e espessura, com camadas características de um implante mamário. Nas Figuras 3 e 4 podem ser observadas as próteses com superfícies de espuma de poliuretano formadas com traves de poliuretano e as com espuma de silicone com paredes de silicone. FIGURA 3 FOTOMICROGRAFIA DO IMPLANTE DE ESPUMA DE POLIURETANO. FIGURA 4 FOTOMICROGRAFIA DO IMPLANTE DE ESPUMA DE SILICONE. LEGENDA: Prótese com espuma de poliuretano aumentada em 57 X. LEGENDA: Prótese com espuma de silicone aumentada em 57 X. NOTA: Setas apontando as traves de poliuretano. NOTA: Setas apontando as paredes de silicone Procedimento cirúrgico Para delimitação da incisão e da localização dos implantes, traçou-se uma linha horizontal acompanhando o rebordo costal inferior a qual interceptava a linha sagital média. Com bisturi lâmina n.011 foi realizada uma incisão horizontal no dorso, com extensão de 1 cm na intersecção destas linhas virtuais (Figura 5).

39 39 FIGURA 5 INCISÃO DA PELE COM BISTURI. Confeccionou-se uma loja subcutânea com tesoura em sentido cranial, com diâmetro aproximado dos implantes discóides e início a partir da incisão. (Figura 6). FIGURA 6 - DESCOLAMENTO DA LOJA PARA INCLUSÃO DO IMPLANTE. O implante foi introduzido em um túnel realizado por divulsão no plano subcutâneo (Figura 7).