Caracterização das propriedades de microestruturas porosas … · impressão de scaffolds...
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Caracterização das propriedades de microestruturas
porosas produzidas por impressão 3D para utilização como
substitutos ósseos
Ana Teresa Pina Barrigoto Laranjeira
Dissertação para a obtenção do grau de Mestre em
Bioengenharia e Nanosistemas
Orientadores: Prof. Paulo Fernandes
Prof. André Castro
Júri
Presidente: Prof. Gabriel Monteiro
Orientador: Prof. André Castro
Vogais: Prof. Rui Ruben
Janeiro, 2019
Aos meus pais
Ao meu namorado
Aos meus amigos
i
Agradecimentos
Para a realização da minha tese e principalmente para a sua finalização, tenho vários agradecimentos
sinceros a fazer:
Em primeiro lugar tenho que agradecer ao meu orientador, o Professor Paulo Fernandes, começando
pelo facto de ter aceite ser o meu orientador, o único que eu idealizei ter e finalizando com toda a ajuda,
amizade e disponibilidade que me facultou, desde o início até ao fim deste trabalho.
De seguida, tenho que agradecer ao meu coorientador, Professor André Castro, pelo seu contributo
critico e científico durante a realização deste trabalho.
Ao Engenheiro Sérgio Gonçalves, apresento os meus mais sinceros agradecimentos, por toda a
paciência, amizade e disponibilidade e principalmente por todo o apoio que me deu na realização deste
trabalho, tanto no contexto teórico, como no contexto prático.
Aos meus pais, visto que me possibilitaram a frequência do meu curso, mas acima de tudo à minha
mãe, pelo seu amor, carinho e amizade, até nas alturas em que foi difícil continuar, mas com ela, tudo
se tornou mais fácil.
Um especial agradecimento ao meu namorado, que sempre me apoiou, quer nos bons, quer nos maus
momentos, por toda a força incondicional que me deu. Pelas variadas vezes que o fiz “ler na diagonal”
o meu trabalho, mas acima de tudo pelo amor e orientação, constantes neste percurso.
E por último, tenho que agradecer aos meus amigos, pela forma como me apoiaram e me fizeram
perceber, que às vezes sair de casa é um excelente remédio, para se regressar com muito mais
produtividade. Por toda a sua amizade e sem dúvida, por toda a paciência, que sempre tiveram.
ii
iii
Resumo
A Engenharia de Tecidos é uma disciplina que combina diferentes áreas, nomeadamente a Engenharia,
a Biologia e a Medicina. O desenvolvimento de tecidos e órgãos que possam atuar no tratamento de
doenças graves, cada vez mais frequentes devido ao prolongamento da esperança média de vida é um
desafio para a Bioengenharia e Engenharia Biomédica. No caso da Engenharia do Tecido Ósseo, o
desenvolvimento de substitutos ósseos artificiais pode ajudar a resolver os problemas dos auto e
aloenxertos, tais como a incompatibilidade e a escassez de recursos devido aos limites dos bancos de
ossos. Estes substitutos ósseos exigem certas características na sua geometria e material para que o
osso que vão reparar ou substituir possa continuar a cumprir a sua função estrutural e promovam a
regeneração do tecido, proporcionando um ambiente favorável à proliferação e difusão celular.
O desenvolvimento de scaffolds (suportes para a regeneração do tecido) para a Engenharia do Tecido
ósseo, tem tirado partido de técnicas de fabrico inovadoras, como a impressão 3D, uma vez que esta
permite um controlo rigoroso da arquitetura do objeto a produzir e por consequência, o controlo das
propriedades requeridas, em particular do seu comportamento mecânico. No entanto, é preciso
assegurar que o processo de impressão escolhido conduz a scaffolds com as características definidas
na sua fase de projeto.
Neste âmbito, a presente dissertação tem como objetivo contribuir para a verificação do processo de
impressão de scaffolds utilizando uma tecnologia Multijet, em particular a impressora ProJet 3600 da
3D Systems. Uma vez que este processo utiliza um material de suporte que ocupa os poros do scaffold,
e que uma deficiente remoção pode comprometer as suas propriedades, o trabalho teve como objetivo
específico a análise e otimização do tratamento de limpeza dos scaffolds, após impressão.
Assim, monitorizou-se o processo de tratamento e limpeza de scaffolds com estruturas porosas
periódicas obtidos com base em TPMS (Triply Periodic Minimal Surfaces) para diferentes frações
volúmicas. Esta monitorização consistiu no controlo de peso e respetiva densidade ao longo do
processo, finalizando com um conjunto de ensaios mecânicos de compressão para aferir as
propriedades mecânicas finais.
Concluiu-se que o processo de limpeza recomendado pelo fabricante se mostrou eficaz para os
scaffolds testados, sendo que o módulo de rigidez obtido nos ensaios mecânicos se encontrava dentro
dos valores esperados.
Palavras-chave
Scaffolds, Impressão 3D, Tratamentos de limpeza dos scaffolds, Ensaios mecânicos, Engenharia de
Tecidos, Porosidade
iv
v
Abstract:
Tissue Engineering is a discipline that combines different areas, namely Engineering, Biology and
Medicine. The development of tissues and organs that can act in the treatment of serious diseases,
increasingly frequent due to the prolongation of the average life expectancy is a challenge for
Bioengineering and Biomedical Engineering. In the case of Bone Tissue Engineering, the development
of artificial bone substitutes can help to resolve auto and allograft problems, such as the incompatibility
and resource scarcity due to bone bank boundaries. Bone substitutes require certain characteristics in
their geometry and material so that the bone they are going to repair or replace can continue to fulfill its
structural function and promote tissue regeneration, providing an environment to cell proliferation and
diffusion.
The development of scaffolds for bone tissue engineering has taken advantage of innovative
manufacturing techniques, such as 3D printing, since it allows a rigorous control of the architecture of
the object to be produced and consequently, the control of the required properties, their mechanical
behavior. However, it is necessary to ensure that the printing process chosen, leads to scaffolds with
the characteristics defined in their design phase.
In this context, the present dissertation aims to contribute to the verification of the printing process of
scaffolds using a Multijet technology, in particular the ProJet 3600 printer from 3D Systems. Since this
process use a carrier material that occupies the pores of the scaffold, a poor removal can compromise
its properties, the specific objective of the work was to analyze and optimize the scaffold cleaning
treatment after printing.
The process of treatment and cleaning of scaffolds with periodic porous structures obtained based on
TPMS (Triply Periodic Minimal Surfaces) for different volume fractions was monitored. This monitoring
consisted of weight control and respective density throughout the process, ending with a set of
mechanical compression tests to verify the final mechanical properties.
It was concluded that the cleaning process recommended by the manufacturer proved effective for the
scaffolds tested, and the stiffness modulus obtained in the mechanical tests was within the expected
values.
Keywords
Scaffolds, 3D printing, Scaffold Cleaning Treatments, Mechanical tests, Tissue Engineering, Porosity
vi
vii
Índice:
Agradecimentos........................................................................................................................................i
Resumo...................................................................................................................................................iii
Abstract....................................................................................................................................................v
Lista de Figuras.......................................................................................................................................ix
Lista de Tabelas.......................................................................................................................................x
Nomenclatura.........................................................................................................................................xii
Capítulo I
Introdução................................................................................................................................................1
1.1. Motivação..........................................................................................................................................1
1.2. Objetivos...........................................................................................................................................2
1.3. Estrutura da dissertação...................................................................................................................2
Capítulo II
Revisão de Literatura...............................................................................................................................5
2.1. Osso..................................................................................................................................................5
2.1.1. Tecidos formadores de osso..........................................................................................................7
2.1.2. Função dos ossos..........................................................................................................................9
2.1.3. Doenças exemplo..........................................................................................................................9
2.2. Engenharia de Tecidos...................................................................................................................10
2.2.1. Scaffolds......................................................................................................................................12
2.2.2. Células usadas na Engenharia de Tecidos………………………………......................................14
2.2.3. Influência no design dos scaffolds………………………………....................................................15
2.2.4. Estímulo Bioquímico……………………………….........................................................................15
2.2.5. Estímulo Mecânico……………………………...............................................................................16
2.2.6. Estímulo Eletromagnético……………………………….................................................................17
2.3. Biomateriais……………………………….........................................................................................18
2.3.1. Materiais Osteógenicos………………………………....................................................................20
2.3.1.1. Osso esponjoso autólogo………………………………..............................................................20
viii
2.3.1.2. Osso cortical autólogo………………………………...................................................................21
2.3.2. Propriedades mecânicas………………………………..................................................................21
2.3.3. Classes USP……………………………........................................................................................22
2.4. Impressão 3D……………………………..........................................................................................23
Capítulo III
Metodologia………………………………................................................................................................27
3.1. Produção e impressão……………………………….........................................................................27
3.2. Tratamento………………………………..........................................................................................30
3.3. Testes mecânicos………………………...........................................................................................33
Capítulo IV
Resultados e Discussão………………………........................................................................................35
4.1. Tratamentos/Pesagens………………………..................................................................................35
4.2. Ensaios mecânicos……………………….........................................................................................39
4.3. Sumário………………………..........................................................................................................45
Capítulo V
5. Conclusões……………………...........................................................................................................47
5.1. Perspetivas de trabalhos futuros…………………...........................................................................48
6. Referências……………………...........................................................................................................49
ix
Lista de figuras:
Capítulo II- Revisão de literatura
Figura 1. Esqueleto humano e os diferentes ossos…………………………………………………………...6
Figura 2. Imagem representativa dos três tipos de ossos existentes………………………………………..7
Figura 3. Imagens referentes à trabécula representando as diferentes células constituintes do tecido
ósseo………………………………………………………………………………………………………………8
Figura 4: Scaffolds TPMS. As três imagens de cima, correspondem a células unitárias, com superfícies
P, G e D, da esquerda para a direita respetivamente, sendo p, o tamanho dos poros e a, o tamanho
das células. As 3 últimas figuras correspondem às células unitárias repetidas 3x3x3………………….14
Figura 5: Diversas aplicações e respetivas Classes USP (I-VI)…………………………………………….23
Figura 6: Figura representativa do funcionamento do formato STL………………………………………..24
Capítulo III- Metodologia
Figura 7: Ficheiro STL. Respetivamente da esquerda para a direita, tem-se as estruturas SD70, SG70
e SP70………………………………………………………………………………………………………..….27
Figura 8: Impressora MJP600, utilizada para a impressão dos scaffolds…………………………………28
Figura 9: Padrão dimensional impresso à esquerda e TPMS Gyroid, à direita………………..………….29
Figura 10: Figura representativa dos diferentes scaffolds impressos. Respetivamente da esquerda para
a direita temos na prima fila, SP50, SP70, SG70 e na segunda fila, SG50, SD70, SD50.....................29
Figura 11: Imagens representativas do forno usado nos tratamentos de limpeza dos scaffolds...........30
Figura 12: Aplicação da pistola de ar quente nos scaffols, após retirar do forno...................................31
Figura 13: Ensaio de compressão, à esquerda e vídeo-extensómetro, à direita...................................33
Capítulo IV- Resultados e discussão
Figura 14: Gráficos representativos da pesagem dos scaffolds em função do número de pesagens,
durante os vários processos de limpeza, mantendo a mesma porosidade e variando a estrutura..........37
Figura 15: Gráficos representativos da pesagem dos scaffolds em função do número de pesagens,
durante os vários processos de limpeza, comparando as diferentes estruturas, mas mantendo a
porosidade.............................................................................................................................................38
Figura 16: Gráfico Tensão vs. Extensão (Arm) referente ao padrão dimensional impresso……………42
x
xi
Lista de tabelas:
Capítulo II- Revisão de literatura
Tabela 1- Tabela representativa das diferentes camadas relativas à estrutura interna de um osso
longo……………………………………………………………………………………………………………....7
Tabela 2- Propriedades mecânicas relativas ao osso compacto (cortical) e ao osso esponjoso
(trabecular)………………………………………………………………………………………………………..8
Tabela 3- Tabela ilustrativa das diversas funções dos ossos……………………………………………....9
Capítulo III- Metodologias
Tabela 4: Descrição dos tratamentos de limpeza em função das pesagens………………………………32
Capítulo V- Resultados e discussão
Tabela 5: Pesagem referente aos scaffolds de padrão dimensional impresso……………………………35
Tabela 6: Pesagem referente aos diferentes scaffolds após finalização dos tratamentos de
limpeza………..…………………………………………………………………………………………………36
Tabela 7: Valores obtidos de massa volúmica dos scaffolds vs. Valores esperados…………..……....36
Tabela 8: Valores obtidos do Módulo de Young (E) depois da realização dos ensaios de compressão
nos scaffolds P50 que foram testados no Micro CT e nos P50 que não foram testados Micro
C………………………………………………………………………………………………………………….39
Tabela 9: Valores obtidos do Módulo de Young (E) depois da realização dos ensaios de compressão
nos scaffolds D50 que foram testados no Micro CT e nos D50 que não foram testados Micro
CT………………………………………………………………………………………………………………...39
Tabela 10: Valores obtidos do Módulo de Young (E) depois da realização dos ensaios de compressão
nos scaffolds G50 que foram testados no Micro CT e nos G50 que não foram testados Micro
CT………………………………………………………………………………………………………………...40
Tabela 11: Valores obtidos do Módulo de Young (E) depois da realização dos ensaios de compressão
nos scaffolds P70 que foram testados no Micro CT e nos P70 que não foram testados Micro
CT………………………………………………………………………………………………………………...40
Tabela 12: Valores obtidos do Módulo de Young (E) depois da realização dos ensaios de compressão
nos scaffolds D70 que foram testados no Micro CT e nos D70 que não foram testados Micro
CT………………………………………………………………………………………………………………...40
xii
Tabela 13: Valores obtidos do Módulo de Young (E) depois da realização dos ensaios de compressão
nos scaffolds G70 que foram testados no Micro CT e nos G70 que não foram testados Micro
CT………………………………………………………………………………………………………………...40
Tabela 14: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o padrão dimensional impresso……………41
Tabela 15: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o padrão dimensional impresso, medidos
através da utilização do Video-extensómetro (SVE) Vs. Braço mecânico (Arm)………………………..42
Tabela 16: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o P50, medidos através da utilização do
Video-extensómetro (SVE) Vs. Braço mecânico (Arm)……………………………………………………..43
Tabela 17: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o D50, medidos através da utilização do
Video-extensómetro (SVE) Vs. Braço mecânico (Arm)……………………………………………………..43
Tabela 18: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o G50, medidos através da utilização do
Video-extensómetro (SVE) Vs. Braço mecânico (Arm)……………………………………………………..43
Tabela 19: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o P70, medidos através da utilização do
Video-extensómetro (SVE) Vs. Braço mecânico (Arm)……………………………………………………..44
Tabela 20: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o D70, medidos através da utilização do
Video-extensómetro (SVE) Vs. Braço mecânico (Arm)……………………………………………………..44
Tabela 21: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o G70, medidos através da utilização do
Video-extensómetro (SVE) Vs. Braço mecânico (Arm)……………………………………………………..44
xiii
Nomenclatura
Lista de siglas e abreviaturas:
3D- Tridimensional
Arm- Braço mecânico
BMP- Bone Morphogenic Proteins
CAD- Desenho assistido por computador
CMs- Materiais celulares
DC- Corrente contínua
E- Módulo de Young
ECM- Matriz extracelular
FDM- Moldagem através da deposição de fundidos
FGFs- Fibroblast Growth Factor
IGFs- Insulin-like Growth Factor
IPC´s- Interpenetrating Phase Composites
Micro CT ou 𝜇 𝐶𝑇- Microtomografia Computadorizada
MJP- Multijet printing
PDGF- Platelet-derived Growth Factor
SL- Estereolitografia
STL- Formato de arquivo de dados
SVE- Vídeo- extensómetro
TGFβ- Transforming Growth Factor Beta
TPMS- Triply Periodic Minimal Surfaces
USP- Farmacopeia dos Estados Unidos
Wnt- Via de sinalização
xiv
Lista de símbolos:
A – Área
Ab- Área da base
F- Força aplicada
h- Altura
m- Massa
V- Volume
ρ- Densidade
𝜀- Extensão
𝜃= Tensão
1
Capítulo I
Introdução
Scaffolds para regeneração óssea, podem ser definidos como sendo biomateriais que
apresentam uma estrutura tridimensional porosa, propriedades bioativas e biodegradáveis,
possibilitando desta forma a formação de novo tecido, servindo assim, como um molde. O objetivo
fulcral é que os scaffolds consigam mimetizar tanto o meio físico como o meio químico do tecido, de
forma a permitir o crescimento, diferenciação e proliferação celular [1].
1.1. Motivação
Os scaffolds são um tema de elevada importância nos dias que correm, uma vez que existe a
necessidade de ultrapassar de alguma forma as limitações existentes, tal como a inevitabilidade de se
recorrer a bancos de ossos ou à colheita de enxertos. Assim é possível o preenchimento dos defeitos
ósseos existentes, além do que, a utilização de elementos com capacidade osteogénica abre novas
portas ao tratamento de fraturas e doenças [2].
Anualmente, a nível mundial, são realizadas mais de 2 milhões de cirurgias ortopédicas, das
quais se recorre a enxertos [2]. Devido a este elevado número, somos obrigados a procurar novas
estratégias para evitar os métodos tradicionais de recolha de ossos. Mesmo sendo difícil concentrar as
diferentes propriedades requeridas, num material, é possível adicionar a uma matriz osteocondutora
(cerâmicos como a hidroxiapatite ou o fosfato tricálcico), agentes bioativos (como o BMP‘s) fornecendo
deste modo, as características necessárias à substituição dos auto e aloenxertos.
Como tal, a Engenharia de Tecidos é uma área multidisciplinar que permite fazer a ponte entre
duas áreas de grande peso, a Engenharia e a Medicina, sendo uma alternativa relativamente à
utilização dos métodos tradicionais que acarretam variadas limitações, tais como a falta de dadores, a
rejeição imunológica do enxerto, os riscos de transmissão de doenças, entre outras.
2
1.2. Objetivos
Os scaffolds podem ser considerados como uma das estruturas do futuro, uma vez que podem
ser impressos à medida de cada defeito ósseo, respetivo a cada paciente, e como foi referido
anteriormente, servem de suporte para o crescimento, diferenciação e proliferação celular.
Neste contexto, a presente dissertação tem como objetivo contribuir para a verificação do
processo de impressão de scaffolds utilizando uma tecnologia Multijet e a monitorização do processo
de tratamento e limpeza posterior à impressão dos scaffolds e consequente otimização do processo,
bem como a realização de ensaios mecânicos de compressão, de forma a serem estudadas as suas
propriedades mecânicas, nomeadamente módulo de Young e respetivas densidades.
É muito importante otimizar o processo de tratamento dos scaffolds, uma vez que o material de
suporte presente nos poros do scaffold, pode influenciar as caraterísticas do material aquando dos
ensaios mecânicos e não menos importante, a obstrução destes, comprometendo a permeabilidade
desejada.
Relativamente aos ensaios de compressão, é necessário compreender primeiro se os ensaios
de MicroCT, para análise das estruturas afetam ou não as propriedades do material, e, mais importante,
determinar o módulo de Young relativo a cada estrutura e nível de porosidade, para avaliar o potencial
de utilização destes scaffolds em Engenharia de Tecidos e perceber a influência da porosidade.
1.3. Estrutura da dissertação
Esta dissertação encontra-se dividida em 5 capítulos.
Capítulo I: Introdução
Este capítulo tem como propósito principal a realização do enquadramento geral do trabalho proposto,
sendo definidos os objetivos traçados e a forma como a dissertação se encontra estruturada.
Capítulo II: Revisão de Literatura
Neste capítulo é realizado um enquadramento do osso e da sua biologia, assim como da importância
da Engenharia de Tecidos na medicina regenerativa, enfatizando o benefício do uso de scaffolds. Neste
capítulo foi referido também, tanto os materiais que são usados, tais como algumas das suas
propriedades características. São apresentadas as Classes USP (Farmacopeia dos Estados Unidos)
próprias para as diferentes utilizações dos scaffolds e por fim, é realizada uma contextualização da
impressão 3D e consequentemente as vantagens que esta tecnologia apresenta. Este capítulo resulta
também, da minha aprendizagem sobre Bioengenharia (Engenharia de Tecidos e Medicina
Regenerativa).
3
Capítulo III: Metodologia
Aqui, é realizada a descrição pormenorizada de toda a metodologia usada, nomeadamente dos
processos de tratamento e posteriormente dos ensaios mecânicos realizados, sendo estes, ensaios de
compressão.
Capítulo IV: Resultados e Discussão
No capítulo de Resultados e Discussão é feita a análise do processo de tratamento, de forma a ser
possível a otimização deste processo. São também estudadas as propriedades do material,
nomeadamente a sua densidade e o seu Módulo de Young. Neste capítulo é também comparado qual
é o método mais preciso de medição dos parâmetros mecânicos do material.
Capítulo V: Conclusões
Neste capítulo é realizada uma constatação dos aspetos mais importantes relativos a este trabalho e
perspetivas futuras.
4
5
Capítulo II
Revisão de Literatura
O nosso sistema esquelético não é uma constante no tempo, ou seja, um recém-nascido possui
cerca de trezentos ossos, no entanto, na idade adulta apenas terá duzentos e seis, devido à fusão de
alguns destes. Os ossos acarretam variadas funções, mas a mais evidente é a sustentação do nosso
corpo, sendo os grandes responsáveis por assegurar a locomoção e proteger os órgãos. Os ossos
apresentam outra característica de grande relevância, tem o papel de órgãos formadores de sangue
(hematopoiese) e fazem parte do depósito de material mineral do corpo. Os ossos apresentam várias
funções, sendo estas, de apoio, proteção e função metabólica, como vamos ver posteriormente.
Conjuntamente, determinam cada pormenor ósseo e, como tal, formam toda a arquitetura corpórea [3].
Cada osso submete-se, continuadamente, a métodos adaptativos de remodelação. Mudanças
relativas às forças de tração, compressão e de pressão, a nível fisiológico, conduzem em curto espaço
de tempo à reconstrução do tecido ósseo. Certos ossos encontram-se sujeitos a estímulos mais
intensos que outros, como por exemplo as vértebras ou os fémures, que são permanentemente
submetidos a cargas. É preciso, de qualquer forma, que as forças mecânicas operam continuamente a
nível fisiológico, contribuindo para a remodelação óssea [4].
Neste capítulo, irei abordar tanto a sua composição como detalhar a sua função e algumas
doenças mais comuns que afetam o sistema esquelético.
2.1. Osso
O nosso sistema esquelético pode ser divido em três grandes grupos: cabeça, tronco e
membros. O crânio e a face são os constituintes do primeiro grupo - cabeça. O crânio é formado por
ossos achatados e curvos, encaixados uns nos outros, de modo a formar uma caixa, com o intuito de
proteger o encéfalo e a maior parte dos órgãos sensoriais. Relativamente aos ossos da face, estes são
6
todos irregulares. À semelhança do que acontece no crânio, também se encontram fortemente
encaixados, à exceção da mandíbula (único osso móvel da cabeça). O tronco é constituído pela coluna
vertebral e pela caixa torácica. O conjunto, tronco e cabeça compõem o esqueleto axial. Os membros
são divididos em superiores e inferiores, sendo os primeiros compostos pelos ossos do ombro, braço,
antebraço e mão. Os membros inferiores são compostos pelo quadril, coxa, pernas e pés (Figura 1).
Podemos também categorizar os diferentes tipos de ossos em três tipos, sendo estes, os ossos
longos, os curtos e os planos (vulgarmente conhecidos como chatos ou laminares) (Figura 2). Os ossos
longos funcionam como alavancas, estando encarregues de levantar/baixar as diferentes partes do
nosso corpo e temos como exemplo, os ossos dos nossos braços e pernas. Os ossos planos possuem
uma espessura pequena, quando comparados à largura e comprimento, servindo de estrutura
de proteção, como é o caso dos ossos do crânio. Os ossos curtos, apresentam largura, comprimento e
altura semelhantes, como se pode constatar pelos ossos das mãos e dos pés [5].
Podemos observar externamente dois locais diferentes, num osso longo, sendo estes,
as epífises (extremidades dilatadas) e a diáfise (“corpo” do osso, localizada entre as epífises). No que
diz respeito à estrutura interna de um osso longo, também conseguimos identificar diferentes camadas,
tais como a medula óssea, o periósteo, o tecido ósseo compacto e o tecido ósseo esponjoso, como
vamos ver à frente [5].
Figura 1. Esqueleto humano e os diferentes ossos.1
1 Figura 1 adaptada de http://www.anatomiadocorpo.com/esqueleto-humano-sistema-esqueletico-ossos/
7
Figura 2. Imagem representativa dos três tipos de ossos existentes.2
2.1.1. Tecidos formadores de ossos
Os ossos são formados por diferentes tecidos, tais como o tecido ósseo, sanguíneo, adiposo e
cartilaginoso, dos quais, logicamente, o de maior importância é o tecido ósseo. Este pode ser dividido
em duas classes: o tecido ósseo esponjoso, que se encontra nas extremidades dos ossos longos e o
tecido ósseo compacto. Relativamente ao tecido ósseo esponjoso, a camada intercelular apresenta
cavidades e no seu interior encontramos a medula óssea vermelha, estando esta encarregue da
produção de glóbulos vermelhos, alguns glóbulos brancos e plaquetas. Relativamente ao tecido ósseo
compacto, este é responsável pela parte alongada e tubular dos ossos longos, devido à sua
constituição, uma vez que possui uma camada compacta (Tabela 1), sendo que, aqui encontramos os
pequenos canais centrais onde passam os vasos sanguíneos. Cerca de 70% do nosso tecido ósseo é
do tipo compacto [5]. Na Tabela 2, encontram-se apresentadas as propriedades mecânicas destes
tecidos.
Tabela 1- Tabela representativa das diferentes camadas relativas à estrutura interna de um osso longo.
2 Figura 2 adaptada de http://cienciadotreinamento.com.br/2016/08/sistema-esqueletico-e-seus-detalhes-
parte-ii-tipos-de-ossos/
Medula Óssea Periósteo Tecido Ósseo
Compacto Tecido Ósseo Esponjoso
Possui uma componente vermelha e
outra amarela: A medula óssea
vermelha, localiza-se nas
extremidades dos ossos longos e é
responsável pelo fabrico de glóbulos
vermelhos, brancos e plaquetas. A
medula óssea amarela (tutano)
equivale a um depósito de gordura
localizado dentro da diáfise, com
uma forma gelatinosa.
Membrana fina e
resistente que envolve
o osso, com exceção
das junções. Contém
diversos nervos e vasos
sanguíneos, que
ingressam nas outras
camadas, ramificando-
se.
Forma um tipo de
cobertura rígida.
Os nervos e os
vasos sanguíneos
entram por
pequenos orifícios
na superfície.
Tecido que é encontrado
nas epífises (extremidades dos
ossos longos, que engloba tecido
ósseo esponjoso rodeado por uma
camada fina de tecido ósseo
compacto), no entanto nos ossos
curtos e nos planos, encontra-se
na zona central. No caso dos
ossos longos possui numerosas
cavidades.
8
Tabela 2- Propriedades mecânicas relativas ao osso compacto (cortical) e ao osso esponjoso (trabecular).3
Propriedades Osso Compacto Osso Esponjoso
Resistência à compressão (MPa) 170-193 7-10
Resistência à tração e flexão (MPa) 50-150 10-20
Módulo de Young (GPa) 14-20 0,05-0,5
O tecido ósseo é composto por três diferentes tipos de células: os osteoblastos, os osteoclastos
e os osteócitos (Figura 3). Podemos considerar também mais dois tipos de células: as células
osteoprogenitoras, sendo estas, células mesenquimais (mantêm a multipotencialidade das células
mesenquimais embrionárias e são semelhantes aos fibroblastos, mas com a particularidade do seu
núcleo ser mais alongado), que dão origem aos osteócitos e aos osteoblastos e as células de
revestimento ósseo, tratando-se dos osteoblastos que não se diferenciaram em osteócitos [5]. Podem
ser consideradas como células de reserva, uma vez que, caso um estímulo ocorra, estas poderão
transformar-se em osteoblastos [6].
Os osteoblastos são células que promovem a construção do tecido, sendo responsáveis pela
produção de componentes orgânicos da matriz óssea e encontram-se localizados na superfície do
osso, enquanto que os osteoclastos são responsáveis pela degradação do osso, visto que promovem
a sua descalcificação, pela entrada de iões H+, através do contacto da membrana celular dos
osteoclastos e a matriz óssea, produzindo-se um meio ácido. Relativamente aos osteócitos, estes são
osteoblastos com uma particularidade diferente, o facto destes se encontrarem fixos na matriz óssea.
Mais especificamente, encontram-se alocados dentro de pequenas cavidades, os osteoplastos,
integradas na matriz óssea. Esta é constituída por uma componente orgânica proteica, rica em
colagénio e por outra intercelular, rica em cálcio e fósforo. A comunicação realizada pelos osteoplastos
é feita através de canais com um diâmetro muito pequeno. Estes estão diretamente ligados a canais
de maiores dimensões, os canais centrais, onde passam os capilares, sendo assim possível o
transporte de água, nutrientes e oxigénio, para os osteócitos, e a libertação de CO2, através do sangue
[5].
Figura 3. Imagens referentes à trabécula representando as diferentes células constituintes do tecido ósseo.4
3 Tabela 2 adaptada de Batista, 2013
4 Figura 3 adaptada de http://dicionariosaude.com/osteocito/
9
2.1.2. Função dos ossos
Os ossos apresentam cinco funções fundamentais, sendo elas, proteção, apoio, formação das
células sanguíneas, mantém o equilibro ácido-base e são um depósito de minerais (Tabela 3). A função
do osso também é influenciada pelo periósteo (cobertura conjuntiva), devido às suas duas camadas, a
externa fibrosa e a interna, mais rica em células osteogénicas. O periósteo envolve completamente os
ossos, com ressalva dos locais de inserção muscular e da cartilagem. De forma a aumentar a atividade
metabólica dos ossos, a camada osteogénica possui uma densa rede de vasos linfáticos e sanguíneos
e um enorme número de feixes de fibras nervosas. Esta camada encontra-se constantemente em
condições de formar novos tecidos ósseos. Deste modo, ela favorece o crescimento ósseo e todas as
práticas referentes a remodelação e reconstrução óssea no caso de fraturas (regeneração).
Os ossos apresentam uma função de destaque que é o depósito de fósforo e cálcio. Assim na
camada esponjosa dos ossos, existe um depósito “móvel” de cálcio, sendo este libertado no sangue,
em caso de necessidade, assegurando a manutenção das funções vitais do organismo [5].
Tabela 3- Tabela ilustrativa das diversas funções dos ossos.
Proteção Apoio Formação das células
sanguíneas
Mantém o equilíbrio
ácido-base
Reserva de
minerais
Protege órgãos internos,
tais como o cérebro,
órgãos torácicos, entre
outros.
Apoio para
os músculos.
Heritrócitos- glóbulos vermelhos-
através da medula óssea
vermelha, pelo processo de
hematopoiese.
Absorve sais
alcalinas,
funcionando como
tampões.
Basicamente
cálcio e fósforo.
2.1.3. Doenças exemplo
Os ossos são parte integrante da anatomia do sistema esquelético do corpo humano. Minerais,
tais como o cálcio e o fósforo e uma proteína denominada de colagénio são essenciais para manter os
ossos numa condição saudável. A deficiência destes minerais ou desta proteína, pode dar origem a
doenças ósseas. Existe uma larga variedade de doenças ósseas, com diferentes graus de seriedade,
diferentes tipos de tratamento e diferentes taxas de mortalidades. Uma fratura óssea (ou um defeito
ósseo), causada quer por acidente ou como consequência de alguma destas doenças ósseas, pode
também ser resolvida através da implantação de um scaffold que promova a remodelação óssea. As
doenças mais comuns nos dias de hoje que afetam os ossos são o cancro ósseo, a osteoporose,
escoliose, lesão do menisco, hérnia discal, artroses e raquitismo [7]. No entanto existem algumas
destas que iriam beneficiar da utilização da regeneração de tecidos.
A osteoporose é uma doença que afeta o sistema esquelético, manifestando-se de uma forma
silenciosa e lenta. Esta tem inicio com sintomas de desconforto e dor, referentes a microfraturas
trabeculares, que normalmente terminam em fraturas ósseas levando a elevados índices de
incapacidade, tornando a qualidade de vida muito reduzida [7]. Esta doença é caracterizada por uma
10
pequena atividade osteoclástica e reduzido índice de deposição óssea. Os ossos trabeculares, devido
à sua porosidade, são os mais vulneráveis, no que toca a osteoporose.
Relativamente ao cancro, este é uma doença que cada vez mais afeta a população nos dias
que correm e deve-se ao facto de que as células perdem a capacidade de morrer naturalmente. De
forma geral, as células crescem e dividem-se em novas células (diferenciação), sendo formadas à
medida que vão sendo necessárias (regeneração celular). Quando as células normais envelhecem ou
são danificadas, morrem naturalmente. Quando as células perdem este mecanismo de controlo e
sofrem alterações no seu genoma (DNA), tornam-se células cancerígenas, que não morrem quando
envelhecem nem se danificam, e produzem novas células, que não são necessárias, de forma
descontrolada, resultando na formação do cancro [8].
É expectável que, tanto a osteoporose, como o cancro, como as lesões/fraturas ósseas, após
tratamento médico apropriado a cada uma delas, iriam lucrar através da utilização de terapias de
engenharia de tecidos, aquando de perda óssea, uma vez que iria permitir aumentar a qualidade de
vida do paciente, em detrimento da utilização de enxertos.
2.2. Engenharia de Tecidos
Doenças, ferimentos e malformações dos mais variados tipos sempre se encontraram
presentes em toda a existência humana. Com a introdução do método científico, surgiu uma nova
capacidade de compreensão do mundo. Por consequência, conseguiu-se obter a interligação entre o
conhecimento metódico dos segredos referentes à Biologia, em conjunto com o conhecimento científico
referente a traumas, doenças e malformações. Materiais prostéticos ou artificiais para substituir
membros, como por exemplo, dentes e tecidos, resultou na possibilidade de restauro de funções
corpóreas perdidas. Neste seguimento, foi também introduzido o conceito de substituição de um tecido
por outro diferente [9].
Com o conhecimento adquirido no século XIX relativamente a temas relacionados com a
teoria microbiana das doenças e a introdução das técnicas de esterilização, a cirurgia moderna
começou a crescer. O início das práticas de anestesia, foi o principal responsável pela evolução de
inúmeras técnicas cirúrgicas. O uso da anestesia permitiu o tratamento de muitas doenças, através da
examinação de áreas internas do corpo, conseguindo assim salvar diversas vidas. Inicialmente as
técnicas cirúrgicas eram bastantes invasivas, como por exemplo, na remoção de tumores. As
consequências relativas à perda de tecido ou ao impacto psicológico da desfiguração, não foi uma
conclusão final aceitável, e como tal, as técnicas que resultaram no restabelecimento das funções
perdidas, tornaram-se parte integrante do avanço da terapia humana. Hoje em dia, todos os campos
associados à cirurgia reconstrutiva, manifestam-se de forma a ser viável o aperfeiçoamento da
qualidade de vida, através da recuperação de funções corpóreas perdidas por meio da reconstrução
destas. De certa forma, o transplante pode ser visto como a forma mais extrema de cirurgia
reconstrutiva, sendo necessária a transferência de tecido de um indivíduo para outro [9].
11
No entanto, novos problemas surgiram. As técnicas que utilizam materiais implantáveis
produziram infeções na interface corpo/tecido, fratura e migração ao longo do tempo. Ocorreram
também, interações anormais de tecidos, devido à deslocação de uma posição para outra. Como
exemplo temos, o desvio da urina diretamente para o cólon, podendo assim produzir cancros fatais do
cólon, 20-30 anos depois. O transplante de um indivíduo para outro, embora por muito bem-sucedido
que seja, tem severas restrições. O principal problema é aceder a tecidos e órgãos suficientes para
todos os pacientes que necessitem deles. Além disso, é importante frisar todos os possíveis problemas
relacionados com o sistema imunológico, devido à rejeição. Estas restrições conduziram à necessidade
de novas soluções para prover o tecido necessário [9].
Foi nesta linha de ideias que surgiu a Engenharia de Tecidos, sendo referida pela primeira
vez como uma disciplina peculiar na área das ciências biomédicas por Vacanti e Langer´s, em 1993
[10]. O método de Engenharia de Tecidos inicia-se pela escolha dos biomateriais seguido da fabricação
de scaffolds, sendo estes, química ou fisicamente modificados no processo de fabricação, como
resposta às necessidades existentes, tais como, a porosidade, forma, dimensões e bioatividade.
Claramente cada caso é um caso e como tal, os requisitos vão variando, consoante o processo de
fabricação, tecido alvo e natureza dos biomateriais. Após a fabricação do scaffold, com todas as
propriedades requeridas é possível o cultivo de células in vitro, de forma a ser criado o tecido desejado,
ou então, a colocação deste no corpo, proporcionando a infiltração e preenchimento de células
hospedeiras na estrutura do scaffold. No entanto, quer para uma abordagem, quer para a outra é
necessário o uso de fatores de crescimento, hormonas e sinais químicos, para garantirem a
diferenciação celular e a funcionalidade do novo tecido. No fundo, o objetivo principal dos scaffolds e
dos biomateriais é sustentar a proliferação celular e a sua função [11].
O novo tecido vivo e funcional é fabricado através da utilização de células vivas, sendo estas
associadas ao scaffold, como forma de orientar o desenvolvimento dos tecidos. Novos métodos de
partida para a obtenção de células, incluindo muitos tipos de células estaminais, foram identificadas
nos últimos anos. De facto, o despontar da biologia de células estaminais levou a um novo caminho, a
medicina regenerativa. Os scaffolds podem ser naturais, feitos pelo homem ou uma combinação de
ambos e as células vivas podem migrar para o implante, após a implantação. Estas, posteriormente
poderão ser isoladas, como células totalmente diferenciadas do tecido que queremos recriar, ou podem
ser manipuladas de forma a produzirem uma função/ação desejada [9].
A aplicação desta nova disciplina pode ser considerada como um aperfeiçoamento,
relativamente aos cuidados de saúde e aos princípios médicos previamente tratados. Historicamente,
um médico conseguiu tratar variados processos referentes a doenças, minimizando fatores hostis e
otimizando o meio ambiente para que o corpo conseguisse curar-se. No campo da engenharia de
tecidos, o mesmo é realizado a nível celular. O tecido lesivo é eliminado, as células necessárias para
o reparo são então introduzidas numa configuração que otimiza a sobrevivência das células, em
ambiente que permite que o corpo se restaure. Existem inúmeros desafios que necessitam ainda de
ser ultrapassados, mas em termos gerais, são de carácter científico e social [9]. Hoje em dia a
Engenharia de tecidos é empregue em diversas áreas com sucesso, em particular em vítimas de
12
queimaduras graves, das quais é retirada e cultivada amostras de pele, de forma a posteriormente,
serem transplantadas para o doente recuperando as zonas que se encontravam lesadas [10].
2.2.1. Scaffolds
O desenvolvimento e constante aperfeiçoamento dos scaffolds, permite não só, ser uma
alternativa à recorrência ao banco de ossos, como por outro lado, ser uma via inovadora de reparação
de lesões/fraturas ósseas, como já foi referido anteriormente [12].
No fundo, os scaffolds funcionam como uma estrutura tridimensional, permitindo a agregação,
proliferação e diferenciação das células, servindo de suporte temporário até às células construírem
novo osso, mas também como uma forma de preencher o espaço em falta e um aparelho local
controlado de libertação de moléculas de sinalização [13]. Mas para tal acontecer, os scaffolds
necessitam de possuir certo tipo de características fundamentais, tais como a taxa de biodegradação
ser compatível com a taxa de formação de tecido, serem biocompatíveis, de forma a não ocorrer
rejeição, serem porosos e permeáveis e possuírem propriedades mecânicas apropriadas [14].
É importante referir que os ossos são vascularizados e como tal, o scaffold também tem que
permitir a vascularização. A propriedade que determina a vascularização é a porosidade. Os scaffolds
necessitam da existência de poros interconectados, de forma a ser possível a promoção do crescimento
celular e posterior distribuição celular pela matriz. Como tal, temos um tamanho mínimo de poro, devido
a fatores como o transporte de fluidos, migração e tamanho celular. O tamanho mínimo que o poro
deve apresentar é entre o seguinte intervalo de valores, 100-150 𝜇𝑚. No entanto, o tamanho dos poros
afeta a osteogénese, devido à vascularização, sendo que, se o tamanho dos poros for muito grande,
significa muito boa vascularização e a osteogénese direta ocorre. Caso contrário, se estes forem muito
pequenos, condições hipóxicas acontecem. A porosidade tem um papel muito importante nas
propriedades mecânicas do scaffold. Scaffolds com alta porosidade permitem um bom crescimento do
tecido. Porventura há uma redução forte nas propriedades mecânicas, podendo comprometer a
estrutura. É importante que as propriedades mecânicas do scaffold sejam semelhantes às do osso, tais
como, Módulo de Young, tensão de cedência e tensão de fratura, de forma a não comprometer a
estrutura depois da implementação [14].
Hoje em dia, vários tipos de scaffolds são usados nas clínicas, particularmente aqueles que
são relacionados com a regeneração da pele. Temos como exemplo, o Dermagraft®, sendo este
composto por scaffolds de poliglactina, com fibroblastos neonatais semeados, de forma a regenerar a
pele, sendo muito empregue em pacientes com úlceras [13]. Por outro lado, temos também o Integra®,
sendo este um scaffold à base de colagénio e condroitina, usado para deter células endógenas e assim
produzir tecido funcional [15]. BioDesign® é também um scaffold em que o seu propósito é suspender
a perda de água de feridas fechadas, posteriormente a uma cirurgia cerebral, cicatrização de feridas
ou cirurgia cardíaca.
Devido às características e diversas aplicações dos scaffolds referidas anteriormente, é fácil
perceber que a estrutura do scaffold é um fator decisivo da sua funcionalidade, visto que o objetivo
13
fulcral é mimetizar o microambiente do tecido nativo, quer em termos químicos e biológicos, quer nas
suas propriedades mecânicas [16].
É conhecido que, tanto o tamanho dos poros, tal como a interconectividade da estrutura porosa
intervêm na regeneração óssea [17], [18]. As TPMS, ou seja, “Triply Periodic Minimal Surfaces”,
começaram a ser usadas recentemente, uma vez que a razão entre área superficial e o volume dos
scaffolds é muito grande, quando comparada com os scaffolds convencionais, sendo que este aumento
de área superficial, favorece tanto a migração e proliferação como a adesão celular. Como grande parte
das funcionalidades biológicas ocorrem na superfície, nomeadamente trocas iónicas, difusão de
oxigénio e transporte de nutrientes, faz com que uma maior razão de área superficial por volume seja
favorável a estas condições. Fora estes detalhes biológicos, as TPMS também favorecem o
comportamento mecânico, uma vez que garante uma menor concentração de tensões, permitindo
assim uma facilidade de crescimento celular nas zonas de curvatura [17]. Por último, garantem também
um aumento da permeabilidade, o que faz com que a penetração celular, transporte de nutrientes e
fatores de crescimento, sejam favorecidos [16], [19].
Existem diversos tipos de arquiteturas TPMS, tais como Gyroid, Schwarz P e D, Schoen I-WP e
Neovius [20]. Nesta dissertação, foram usadas três superfícies TPMS, sendo elas a P, “Primitive”, a G,
“Gyroid” e a D “Diamond”. O módulo de Young, a porosidade e tamanho do poro nas TPMS, pode ser
controlado através do tamanho da célula e da espessura. No fundo, a TPMS é um grupo de superfícies
que divide o espaço em dois ou mais subespaços. A Figura 4 mostra a célula unitária e a matriz 3x3x3
dos scaffolds TPMS. De seguida, a TPMS seria convertida para o ficheiro STL e posteriormente
enviados para a impressora 3D [16].
Em suma, as TPMS minimizam a energia de superfície, o que é equivalente a ter uma curvatura
média igual a zero, uma vez que Bidan et al. comprovou que a média das curvaturas médias dos ossos
trabeculares são próximas de zero [17], [21].
Recentemente, foram estudadas diversas propriedades de estruturas inspiradas nas TPMS, tais
como propriedades elásticas, condutividade térmica e elétrica, coeficiente de expansão térmica, entre
outras [20]. Abueidda et al. estudou tanto as propriedades elásticas como a dissipação de energia de
compósitos baseados em três TPMS. Estas TPMS foram usadas de forma a criar IPC´s, ou seja,
“Interpenetrating Phase Composites”. Para além disto, a formação de novos materiais celulares (CMs)
com densidades relativas diferentes foi possível através da utilização de TPMS. Abueidda et al. referiu
também que foi utilizada a estrutura Primitiva, como forma de fabricar novos materiais celulares com
propriedades melhoradas [20].
14
Figura 4: Scaffolds TPMS. As três imagens de cima, correspondem a células unitárias, com superfícies P, G e D, da esquerda
para a direita respetivamente, sendo p, o tamanho dos poros e a, o tamanho das células. As 3 últimas figuras correspondem às
células unitárias repetidas 3x3x3.5
2.2.2. Células usadas na Engenharia de Tecidos
As células usadas na Engenharia de Tecidos podem ter três origens diferentes: células
autólogas, alogénicas e xenogenicas. Sendo então, células recolhidas do próprio paciente, células
provenientes de outro paciente, ou de uma espécie diferente, como por exemplo um animal,
respetivamente. É importante referir as consequências da sua utilização a nível imunológico, visto que,
as células referentes ao próprio paciente têm aceitação garantida a nível imunológico. Relativamente
às células alogénicas há que ter me atenção a sua implantação, para evitar riscos de rejeição. Por fim,
as células xenogenicas, necessitam de mais cuidado. É necessário ter em conta, quer a aceitação a
nível imunitário, visto que é estritamente necessário que qualquer doença capaz de ser transmitida seja
por completo eliminada, quer a nível microbiano ou de outro tipo. Células autológas e alogénicas podem
ser extraídas de duas formas, ou através de uma biopsia ao paciente ou pelas células estaminais
provenientes do cordão umbilical, guardadas através de criopreservação, ao contrário do que acontece
com as células xenogenicas, sendo estas retiradas do animal vivo. Existem inúmeros parâmetros
importantes a ser considerados, tais como a questão imunitária, impedimentos relacionados com a
5 Figura 4 adaptada de https://pubs.acs.org/doi/abs/10.1021/acsabm.8b00052
15
biopsia, células guardadas através de criopreservação e os custos que associados. Importante frisar
que, no caso das células autólogas, apenas um paciente é envolvido.
Para além da origem das células, é preciso considerar também, a sua capacidade de
diferenciação, uma vez que o objetivo é a criação de diversos tecidos. As células estaminais são células
imaturas com capacidade de se diferenciarem e com a ajuda de sinalizadores biológicos apropriados,
são capazes de prosperar diferentes tipos de linhagens celulares. As células estaminais nos adultos
podem ser encontradas quer na medula óssea como no cordão umbilical, sendo estas últimas de
elevada importância, visto que são de origem embrionária (mesenquinosas), sendo pluripotentes, ou
seja, capacidade de se diferenciarem em qualquer outro tipo de célula [9].
2.2.3. Influência no design dos scaffolds
Sabe-se que a elaboração dos scaffolds a partir de uma vasta gama de materiais, na
engenharia de tecido ósseo é o tema mais investigado [19], [22]. No entanto o estudo dos materiais
não é suficiente, quando o objetivo é mimetizar o processo de cicatrização óssea, ou melhor, propiciar
a formação de osteoblastos e estimular a vascularização. Por norma, os estudos focam-se apenas no
uso de apenas um tipo de célula específico (nomeadamente células estaminais ou células equivalentes
aos osteoblastos). Foram sendo realizados vários estudos com sistemas de co-cultura em que a
finalidade seria o aperfeiçoamento das propriedades dos scaffolds 3D, e desta forma, compreender os
processos que ocorrem in vivo no seguimento do restauro ósseo [12], [23].
A reprodução do microambiente que existe no tecido ósseo, é um dos principais objetivos
para a elaboração de substitutos do enxerto ósseo, de forma a ser possível a cicatrização. Este
microambiente é responsável pela regulação da função das células osteoprogenitoras, de modo a
perpetuar a homeostase. Fatores estimulantes, responsáveis pela promoção da capacidade
osteoindutora dos substitutos, são fundamentais ao microambiente. Estes fatores são constituídos quer
por estímulos bioquímicos, quer por mecânicos, quer por eletromagnéticos [24].
2.2.4. Estímulo Bioquímico
A osteogénese é conduzida pela expressão de diversas moléculas de forma coordenada,
englobando fatores de crescimento e fatores de transcrição, que instigam estímulos celulares e
moleculares de forma a guiar a diferenciação celular. Uma estratégia na engenharia de tecidos,
nomeadamente nos tecidos ósseos, como forma de refinar a função das células osteogénicas, foi a
incorporação dos fatores de crescimento e transcrição nos scaffolds, sendo estes libertados durante o
processo de restauro. Os fatores de crescimento são moléculas proteicas, que através da ligação a
recetores específicos da superfície celular, iniciam uma cascata de sinalização, levando assim, à
transdução de sinal (que ocorre no núcleo, sendo os fatores de transcrição ativados). Por
consequência, a expressão genica é afetada, influenciando a divisão celular, diferenciação dos tecidos
e síntese de matriz. TGFβ (Transforming Growth Factor Beta), BMPs (Bone Morphogenic Proteins),
16
FGFs (Fibroblast Growth Factor), IGFs (Insulin-like Growth Factor), PDGF (Platelet-derived Growth
Factor), Wnt (signaling pathway) e a sinalização sonora hedgehog (Shh), são exemplos de fatores de
crescimento na formação e restauro ósseo. Relativamente aos fatores de transcrição, destacam-se os
TAZ, Runx-2 e osterix, sendo estes os mais importantes, uma vez que controlam a diferenciação e
inibem a adipogenese, ao mesmo tempo. Através dos padrões de expressão génica de fatores de
crescimento e transcrição pode-se propor que estes sejam co-regulados, visto que é conjeturável que
os fatores de transcrição ativam a expressão de fatores de crescimento como meio de resposta à
sinalização de fatores de crescimento, sendo estes produzidos através do tecido adjacente, e desta
forma há regulação do crescimento dos tecidos [24].
Para se iniciar a formação ou cicatrização óssea, o TGF-β alicia e estimula a proliferação de
células osteoprogenitoras, tendo assim uma quantidade de pré-osteoblastos. No decurso da
diferenciação dos osteoblastos, o TGF-β acaba por inibir a mineralização e a diferenciação, devido à
inibição da expressão dos genes Runx-2 e OCN. As BMP, nomeadamente as BMP-2, -4, -6 e -7 são
conhecidas pelo seu importante papel na diferenciação de osteoblastos, e a sua maioria pertence à
superfamília dos TGF-β. É importante também frisar que estes regulam os fatores de transcrição TAZ,
Runx-2 e osterix.
Um grande problema relativo à implementação de scaffolds biodegradáveis com libertação
controlada de BMPs é o facto destes exigirem concentrações de cerca de seis ordens de grandeza
superiores às concentrações fisiológicas, para se conseguir um efeito equivalente. A família de IGF,
pode ser dividida em IGF-1 e IGF-2, em que o primeiro, respetivamente, tem uma maior capacidade
osteogénica, enquanto que o segundo é o mais abundante no tecido ósseo. Sabe-se que o IGF-1
estimula tanto a mobilidade como a atividade dos osteoblastos in vitro, aumentando a formação óssea
in vivo.
Através do conhecimento da regulação das células osteoprogenitoras por meio de fatores de
crescimento podemos depreender que existe uma larga “conversa cruzada” entre as vias de sinalização
por eles ativadas. Relativamente ao uso de scaffolds biodegradáveis de forma a ser controlada a
libertação dos fatores de crescimento em substitutos de enxerto ósseo de terceira geração é uma forma
de entrega eficaz. Para ser possível refinar o controlo do microambiente, temos o desenvolvimento de
bioreatores que conseguem produzir gradientes constantes ou dinâmicos de fatores de crescimento
ligados ao substrato da matriz. Pesquisas continuam a ser necessárias nesta área, de forma a ser
possível a superação de desafios que são encontrados pela engenharia de tecidos[24].
2.2.5. Estímulo Mecânico
De forma idêntica, em termos de importância, temos o estímulo mecânico exógeno que afeta
o microambiente do tecido ósseo, sendo este um elemento fundamental para perdurar a vida e a
homeostase dos ossos. Este irá ser transformado em sinais bioquímicos, sendo estes últimos
responsáveis pelas respostas celulares através da mecanotransdução. Os osteoblastos e os
osteoclastos são células efetoras. Quanto ao tecido ósseo, podemos considerar que este é uma rede
17
celular, onde os osteócitos funcionam como células sensoriais, responsáveis pela mecanotransdução.
O paradigma mais recente referente à mecanotransdução comprova que cargas aplicadas num osso
inteiro são responsáveis por um fluxo pulsátil pelos canalículos de osteócitos. Estes podem sentir a
tensão de corte formada pelo fluxo na superfície e produzir assim moléculas de sinalização,
responsáveis pela regulação da remodelação óssea pelos osteoclastos e osteoblastos. Sabe-se que a
tensão mecânica e o fluxo de fluido pulsátil instigam a síntese de moléculas sinalizadoras pelos
osteócitos. Os efeitos da carga mecânica na força e no fluxo do fluido pulsátil pelas células ósseas está
relacionado com o efeito da tensão de tração devido à pressão hidrostática e compressão/relaxamento
da ECM (Matriz Extracelular), e a tensão de corte, devido ao fluxo do fluido. As tensões mecânicas
ósseas in vivo geram todas estas forças ao mesmo tempo. A engenharia de tecidos, neste caso ósseos,
tem interesse em usar estes mecanismos de compressão/tração de forma a estimular mecanicamente
scaffolds, carregados com células osteoprogenitoras, de forma a produzir a matriz óssea. O objetivo
será mimetizar os estímulos mecânicos que ocorrem in vivo e para tal temos que usar as diferentes
forças mecânicas. Vários estudos efetuados mostram que o efeito da pressão hidrostática cíclica nas
células osteoprogenitoras conduz a um aumento da formação de novo osso. Por outro lado, a
estimulação via tensão de corte por fluido impulsiona a diferenciação e mineralização osteogénica [18].
É necessário continuar a investigação relativa ao efeito da duração e intensidade destes
estímulos para permitir o desenvolvimento de métodos que possam ser futuramente aplicados.
Claramente o efeito da estimulação bioquímica necessita ser explorado para conseguir que o sistema
se torne o mais idêntico quando comparado à condição fisiológica [18].
2.2.6. Estímulo Eletromagnético
Os estudos realizados para esclarecer o efeito osteogénico consequente da estimulação
mecânica nos ossos, estudaram também as suas propriedades bioelétricas, concluindo que as vias
elétricas eram os principais responsáveis por esta resposta. De seguida desenvolveram-se três formas
de administrar eletricidade ao osso, incluindo corrente DC, acoplamento capacitivo e indutivo. Este
último, respetivamente, favorece a cicatrização óssea através de estimulação elétrica/ eletromagnética.
O seu mecanismo de funcionamento baseia-se na colocação de bobines na pele, no local onde se
encontra a fratura, ocorrendo a passagem de corrente através das bobines, e por consequência um
campo magnético é criado dentro do local da fratura. O campo formado não é constante, dependendo
por exemplo do tipo de fratura. Verificou-se que campos eletromagnéticos de baixa frequência induzem
o crescimento ósseo e vascular, aumentando também a expressão do fator osteogénico referido
anteriormente, Runx-2 e diminuindo a expressão do PPARγ (fator adipogénico). Apesar destas
verificações, a resposta das células relativamente a estímulos eletromagnéticos estão longe de serem
totalmente compreendidas, devido à incoerência existente de resultados obtidos em diversos estudos.
Uns comprovaram o aumento na proliferação, depois da exposição das células aos campos, no entanto
outros não verificaram diferenças relevantes. Do mesmo modo que os resultados referentes às
diferenciações osteogénicas também são variáveis. Isto pode resultar de diferentes fatores tais como
18
a diferença nos tipos de células, o estado de maturação destas e claramente das características do
campo elétrico. Analogamente ao que acontece devido à estimulação mecânica, os mecanismos
referentes à estimulação eletromagnética são substanciais, e necessitam ser otimizados de forma a
que o nosso sistema se assemelhe o mais possível às condições fisiológicas[24].
2.3. Biomateriais
Os suportes ou scaffolds, que são usados para guiarem e estruturarem o crescimento do
tecido, necessitam de usar materiais que sejam compatíveis, quer com os sistemas vivos, quer com as
células vivas, in vivo ou in vitro, uma vez que estes materiais interagem diretamente com as células
vivas. Esta interação deve ser otimizada para que a produção seja valorizada e para que as células se
expandam, diferenciem e organizem. Os scaffolds devem ser pensados de forma a que consigam
mimetizar a forma dos recetores e dos locais onde se vão localizar e a tridimensionalidade das células
a utilizar e dos tecidos a criar. Desta forma, existem então dois fatores críticos, para a utilização dos
scaffolds, sendo eles a escolha do biomaterial que se irá utilizar na criação do scaffold e o seu método
de fabricação. “Biomateriais são definidos como quaisquer materiais que interfiram com sistemas
biológicos” [11]. Para se realizar a escolha do biomaterial a usar, tendo em conta a grande diversidade
de materiais existentes, variando na sua composição química e física, tem que se ter em atenção qual
é o tecido alvo e posteriormente fazer a escolha em concordância. Os scaffolds tanto podem ser
naturais, como sintéticos ou até semissintéticos, permanentes ou biodegradáveis. Antes da sua
utilização é necessário estudar, quer a toxicidade, quer a citoxicidade do material, sendo estes, dois
parâmetros em que é necessário um controlo exigente, como forma de evitar futuras rejeições e
inflamações. Por outro lado, é também fundamental o mantimento das suas respetivas propriedades
mecânicas após implante, assim como do seu perfil de degradação. Esta última, respetivamente, é
crucial para a regeneração ser um sucesso, uma vez que, como já foi referido anteriormente, as células
detêm a necessidade de migrar para a formação de tecidos remodelados ser possível, e como
consequência, existe um timing certo, para que este procedimento seja bem sucedido. “A composição
e o design do suporte devem ser igualmente controlados e a reprodutibilidade deve ser garantida” [11].
Quanto ao produto final, este tem que ser necessariamente o melhor, quer em design, quer em
manuseamento, quer em aceitação biológica.
Uma das classes de materiais usados comumente como matéria prima dos scaffolds são os
polímeros devido à sua grande semelhança com os tecidos conjuntivos. Temos também os materiais
compósitos, sendo muito usados em engenharia de tecidos para dentária e ortopedia. Relativamente
aos polímeros, estes podem ter origem natural ou sintética. Os que são de origem natural, tal como o
colagénio, tem uma grande taxa de empregabilidade, devido às suas características, sendo elas, a
biocompatibilidade, biodegrabilidade e a sua grande abundância. Este grupo de polímeros encontra-se
presente na ECM, logo faz com que as células apresentem uma boa resposta de crescimento e
consequentemente boa biocompatibilidade. “A matriz extracelular é um espaço ocupado por várias
moléculas, que pode contribuir para a integridade mecânica, ocupando assim, um lugar importante na
sinalização e função reguladora para o desenvolvimento, manutenção e regeneração dos tecidos”[2].
19
Quanto aos biomateriais sintéticos, existem os naturais que sofreram uma modificação ou aqueles que
são completamente sintéticos, podendo ser degradáveis ou não. As vantagens associadas aos
biomateriais sintéticos não degradáveis são a sua qualidade não- imunológica, são reprodutíveis e
apresentam tanto formas, como propriedades mecânicas personificadas. Existem inúmeras aplicações
para este tipo de biomateriais, tais como, implantes ortopédicos, aparelhos de fixação de fraturas e
cateteres. Quanto aos biomateriais degradáveis, eles, são usados tanto em scaffolds como em
mecanismos de entrega de drogas [11].
Por outro lado, temos também outro tipo de materiais usados para a elaboração de scaffolds,
obtendo assim suportes que são constituídos normalmente por uma mistura de hidroxipatite e vidro ou
por cerâmicos bioativos, que devido às suas características, nomeadamente à sua porosidade na
criação ou renovação de tecidos duros, também são usados. É necessário ter em atenção que existem
inúmeros fatores que podem afetar a degradação destes, tais como solicitações mecânicas, mais
concretamente fatores de compressão e tração, localização do implante, composição química,
comparecimento de aditivos e morfologia.
De uma forma generalizada, podemos classificar os Biomateriais, segundo duas direções: a
sua composição química e o seu comportamento biológico. Relativamente à composição química,
podemos subdividir os biomateriais como:
✓ Metais e ligas metálicas.
✓ Cerâmicos.
✓ Polímeros;
✓ Compósitos
No que diz respeito ao comportamento biológico este é fundamentado pela resposta do tecido
hospedeiro, e como tal temos:
✓ Bioinertes – Materiais que não provocam nenhuma reação do corpo estranho, no organismo.
Estão diretamente ligados com o tecido recetor. Como exemplo destes, temos o titânio, a
zircónia e a alumina.
✓ Biotolerados – Não são totalmente aceites pelo tecido recetor, e por norma encontram-se
envolvidos numa cápsula fibrosa. Como exemplo temos o aço inox, as ligas de crómio-cobalto
e o PMMA (polimetilmetacrilato).
✓ Bioativos – Estes possuem na sua composição iões de cálcio e/ou fósforo, criando assim uma
ligação direta com tecidos vivos, devido ao facto de conseguirem criar uma ponte química com
o osso. Temos então a hidroxiapatite e os vidros ativos.
✓ Reabsorvíveis – Caracterizam-se pela capacidade que possuem de serem degradados
lentamente e progressivamente substituídos pelos tecidos onde vão ser implantados. Fosfato
tricálcico e vidros bioativos.
20
Uma boa osteointegração é estritamente necessária para ocorrer sucesso clínico, uma vez que
esta está diretamente associada à resistência mecânica, sendo fundamental para a performance das
funções do scaffold. É possível combinarmos vários materiais complementares entre si, de forma a
otimizar as suas propriedades mecânicas, físicas e químicas. Isto explica o facto de variados
ortopedistas utilizarem materiais compósitos na reconstrução óssea, porque as suas
propriedades/características são superiores quando comparadas às que resultariam apenas da adição
dos seus componentes. Há que ter em atenção que alguns princípios essenciais da Engenharia de
Tecidos devem ser respeitados, como por exemplo, para suceder a regeneração tecidular é
indispensável a presença de células que sejam capazes de formar novo tecido ósseo, ou seja, a
osteogénese. E para que tal aconteça, as células precisam de aderir ao material, crescer e atravessá-
lo (ou seja, que ocorra osteocondução) e que existam fatores de estimulação fenotípica em
osteoblastos (osteoindução) [2]. Os scaffolds usados, concretamente para a Engenharia de Tecidos
Ósseos, necessitam também que os biomateriais que os compõem possuam propriedades mecânicas
que se assemelhem ao osso humano, dependendo assim da localização do osso. Como exemplo, tem-
se que, no caso dos ossos corticais, estes apresentam uma elevada resistência à compressão, de
cerca de 100MPa, ao passo que os ossos esponjosos apresentam resistência à compressão de
3,9MPa, em média [10].
2.3.1. Materiais Osteogénicos
No grupo dos materiais osteogénicos incluímos os biomateriais que apresentam células vivas.
Estas células necessitam de ter tendência para se diferenciarem em tecido ósseo e como tal, para
apresentarem estas características utilizamos as células da medula óssea, do periósteo e dos tecidos
moles peritrabelculares, uma vez que estas últimas provem das células estaminais indiferenciadas do
tecido conetivo.
2.3.1.1. Osso esponjoso autólogo
Não retrata riscos de rejeição, visto que é retirado do próprio individuo, nomeadamente do
ilíaco ou da tíbia. “Além de uma matriz osteocondutora de minerais, cartilagem e proteínas, inclui
também proteínas osteoindutoras e células osteogénicas”.[2] Através destas características
apresentadas obtemos o sucesso da sua implantação, especialmente no que toca a fusões ao nível da
coluna vertebral. É importante frisar que, apesar de não existirem problemas a nível de rejeição ou
transmissão de doenças, cerca de 10% de morbilidade está associada à sua colheita. Problemas como
hematomas, hérnias, lesões nervosas, etc., são frequentes nos pacientes sujeitos a este tipo de
procedimento, tal como a possível dor crónica no local onde foi realizada a colheita.
21
2.3.1.2. Osso cortical autólogo
Este grupo é caracterizado pela sua boa resistência mecânica, nomeadamente no suporte de
carga imediata, sendo conveniente para aplicações particulares, como na coluna vertebral. O
inconveniente que este grupo apresenta é que a nível biológico os seus atributos são inferiores aos do
osso esponjoso, por diversas razões, tais como a sua reduzida porosidade, que por consequência
provoca uma revascularização lenta, menos quantidade de osteoclastos, ou seja, células
hematopoiéticas e progenitores osteoblásticos, a osteogénese do osso novo é lenta, provocando uma
remodelação lenta, uma vez que a reabsorção também o é. Devido às desvantagens referidas
anteriormente, por norma não fundamentam a sua aplicação em detrimento do aloenxerto de osso
cortical.
2.3.2. Propriedades Mecânicas
As propriedades mecânicas de um biomaterial, são essenciais para a regeneração óssea e são
responsáveis pelo sucesso ou insucesso do implante, dependendo dos tecidos nos quais eles vão ser
implantados. Como tal é necessário estudar as exigências mecânicas que é necessário cumprir nos
scaffolds a fabricar, como meio de reparação de defeitos ósseos onde carga é aplicada. Uma
caraterística muito importante e que é necessário ter em conta é a porosidade e a arquitetura dos poros
nos scaffolds. Se aumentarmos a porosidade, iremos proporcionar um aumento do crescimento ósseo,
no entanto, compromete a sua resistência mecânica, e como tal a integridade da estrutura. Para se
elaborar o design do scaffold é indispensável tomar em conta fatores como elasticidade, força e tensão.
Os critérios reológicos relativos aos fatores referidos anteriormente são:
• Regime elástico e plástico;
• Tensão de cedência;
• Resistência à compressão (tensão máxima que um material consegue suportar em
compressão, antes de atingir a fratura);
• Tensão de fratura;
Algumas das propriedades decorrentes destes critérios são as seguintes:
• Módulo de Young (é possível retirá-lo do gráfico de tensão-extensão correspondente, uma vez
que este é o declive da reta no regime elástico), indica a rigidez do scaffold;
• Módulo da resiliência (área sobre a curva de tensão-extensão), reflete a energia empregue na
deformação do scaffold, devido a uma determinada tensão, representando a tenacidade do
material relativo à deformação elástica;
• Módulo de Weibull (parâmetro sem dimensão comumente conhecido como “parâmetro de
forma”, estando este relacionado à volubilidade de resistência do material;
22
• Trabalho de fratura (energia relativa à fratura), sendo este diretamente proporcional à relação
entre o módulo de Young e a tensão);
Através do método de fabricação usado é possível controlar algumas destas propriedades
mecânicas. Como exemplo temos, o tratamento térmico de scaffolds compostos por BG20 (vidro
bioativo) altera a percentagem de cristalização e consequentemente modifica a resistência mecânica,
biodegradabilidade e bioatividade, e a resistência à compressão dos scaffolds de TiO2 é possível ser
melhorada através da utilização de diversos processos de recobrimento [24].
2.3.3. Classes USP
A matéria prima dos scaffolds nesta dissertação é um polímero, com a designação comercial de
Crystal, proveniente da empresa 3D Systems e segundo o fabricante cumpre os requisitos USP Classe
VI. USP, ou seja, Farmacopeia dos Estados Unidos, é uma organização independente, que introduziu
um conjunto de padrões necessários, de forma a garantir a qualidade dos medicamentos e tecnologias
usadas para assistência médica. Estes protocolos são utilizados de forma a classificar os polímeros
usados em classes, de I a VI (Figura 5), dependendo do seu uso final, e tipos/tempos de exposição dos
polímeros aos tecidos [25]. Logicamente o teste Classe I, será o menos rigoroso, enquanto que o
Classe VI será o mais severo. Regra geral, três tipos de testes são realizados, sendo eles:
• Testes de toxicidade sistémica, como forma de precisar quais os efeitos irritantes relativos
aos lixiviáveis tóxicos que existem no material teste;
• Testes intracutâneos, são realizados para determinar a qual é a reação a nível local, do
tecido, a substâncias lixiviáveis;
• Testes de implantação, para classificar qual é a reação do tecido vivo relativamente ao
plástico;
Aparelhos de superfície
Pele
Limitado
USP Classe
I
Prologando
USP Classe I
Permanente
USP Classe
I
Superfícies Mucosas
Limitado
USP Classe
I
Prolongado
USP Classe
III
Permanente
USP Classe
V
Superfícies partidas ou
corrompidas
Limitado
USP Classe
III
Prolongado
USP Classe
V
Permanente
USP Classe
VI
23
Figura 5: Diversas aplicações e respetivas Classes USP (I-VI).6
2.4. Impressão a 3D
O pioneiro dos novos métodos tecnológicos baseados no conceito de produção assistida foi Chuck
Hull em 1986, que apresentou o método de Esteriolitografia [13]. Desde essa altura, com o avanço
tecnológico vários métodos foram descobertos e utilizados, até se chegar à impressão 3D, como a
conhecemos hoje em dia. A impressão 3D é um método de fabricação em que materiais, tais como
polímeros ou metais, são depositados em camadas de forma a produzir um objeto tridimensional, como
por exemplo, um copo ou outros objetos muito mais complexos a três dimensões [26].
É fácil perceber as inúmeras vantagens que esta técnica oferece, nas mais diferentes áreas, no
entanto, existe uma peculiaridade a ter em atenção, que é o caso das economias de escala. Embora
os métodos de fabricação tradicionais sejam muito mais vantajosos a nível económico para a produção
em larga escala, o custo da impressão 3D está cada vez mais competitivo. É preciso ter em conta que
esta técnica permite ter uma arquitetura controlada da matriz, ou seja, em termos de tamanho, forma,
poros, interconexões, a possibilidade de ter controlo sob o tamanho dos poros e consequentemente
uma mecânica controlada. Como desvantagem principal tem-se que é restrita a certo tipo de polímeros,
sendo válido para fabrico de estruturas porosas como é o caso dos ossos [13].
6 Figura 5 adaptada de https://www.distrupol.com/5549_Distrupol-US_Pharma_Plastics_Designations-Final.pdf;
Aparelhos de comunicação
externa
Caminhos indiretos do
sangue
Limitado
USP Classe IV
Prolongado
USP Classe V
Permanente
USP Classe
VI
Tecido / Osso
Limitado
USP Classe
IV
Prolongado
USP Classe VI
Permanente
USP Classe
VI
Sangue Circulante
Limitado
USP Classe
IV
Prolongado
USP Classe
VI
Permanente
USP Classe VI
24
Existem inúmeros potenciais usos para a impressão 3D em medicina, muitos deles no ramo da
oftalmologia, dentária e ortopedia, que irão ter um impacto significativo na forma como os pacientes
são tratados no futuro [26].
Uma das formas da qual a impressão a 3D está a ser investigada e estudada é com o objetivo de
produzir órgãos ou ossos, para reparar ou substituir antigos lesados ou não funcionais. Por acréscimo,
esta forma de impressão tem também o potencial de criar por completo novos órgãos, que consigam
mimetizar as funções biológicas, como por exemplo o pâncreas, em caso de diabetes. E como tal,
resulta num avanço significativo no tratamento de doenças, e consequentemente, cria um alívio
considerável na procura de bancos de ossos ou transplantes de órgãos, sendo estes escassos. Para
além disto, no tratamento com órgãos transplantados é ainda necessário encontrar um tecido
compatível. Estes problemas desapareceriam por completo se os órgãos fossem fabricados por este
método e que assim garantíssemos o crescimento e proliferação de células, no corpo do paciente[27].
A impressão 3D empregue no desenvolvimento de scaffolds para engenharia de tecidos possui de
grosso modo, três fases distintas:
• A formação de um protótipo virtual do scaffold utilizando softwares de desenho técnico, de
forma a criar a geometria com as características pretendidas (estrutura e porosidade);
• O passo seguinte será converter este ficheiro, noutro adequado à impressão, nomeadamente
o ficheiro STL, usando assim um software de execução assistida por computador;
Relativamente ao STL, este é um formato de ficheiro criado pela empresa 3D Systems, que
rapidamente se tornou o formato padrão de transmissão de dados no setor da Prototipagem Rápida. O
seu funcionamento baseia-se na aproximação de superfícies de um modelo através do uso de
triângulos, ou seja, na Figura 6, podemos observar que a caixa inicial, pode ser aproximada através do
uso de 12 triângulos. Quando mais complexa for a nossa estrutura, mais triângulos são produzidos no
sentido de a conseguir replicar na totalidade.[28]
Os sistemas CAD atuais, praticamente todos, são capazes de produzir um arquivo STL.
Figura 6: Figura representativa do funcionamento do formato STL.7
• O passo final será a de impressão, e como tal teremos o nosso scaffold a ser impresso camada
por camada, através da adição de porções do material pretendido;
7 Figura 6 adaptada de https://www.3dsystems.com/quickparts/learning-center/what-is-stl-file
25
No entanto existem inúmeros processos de fabrico, para além da impressão a 3D, possíveis de
ser usados na fabricação de scaffolds, cada um com as suas especificidades, e por consequência,
influencia as características que este vai apresentar, quer em termos de materiais usados, quer a nível
de geometria, influenciando assim, as propriedades mecânicas respetivas, sistema de permeabilidade
e condições necessárias para a adesão, crescimento e proliferação celular [29]. É possível dividir-se
os processos de fabrico em dois segmentos diferentes: técnicas convencionais e técnicas aditivas.
Atualmente as técnicas aditivas são as mais usadas, uma vez, que as técnicas convencionais possuem
uma grande quantidade de limitações, tais como a morosidade dos processos, a utilização de solventes
que apresentam toxicidade e a falta de controlo dimensional [30].
A impressão a 3D é considerada uma técnica aditiva, mas existem outras técnicas, pertencentes a este
grupo [30]. Estas técnicas, em comum, têm o facto de fazerem uso de métodos computacionais para
assistirem o fabrico dos scaffolds, produzindo-os assim, muito mais rapidamente, e também o facto de
usarem o princípio de fabricação por camadas. Temos como técnicas aditivas a Sinterização a laser
(SLS), a Estereolitografia (SL), como foi referida anteriormente, pioneira da impressão a 3D e
Moldagem através da deposição de fundidos (FDM) [31]. A primeira respetivamente, sinteriza as
partículas de pó do material em questão, através da metodologia camada a camada, idêntica à
impressão 3D, onde a maior diferença está no facto de esta usar ligante como forma de união das
partículas [32]. Relativamente à Estereolitografia (SL) o seu princípio de funcionamento baseia-se na
solidificação da resina, com a particularidade desta ser fotossensível, de forma à estrutura ser criada
[33]. Por fim temos a moldagem através da deposição de fundido (FDM) que é uma técnica que utiliza
a deposição de um fio continuo, à escala dos micrómetros, de um termoplástico e através deste
processo constrói-se uma estrutura, por extrusão [32].
26
27
Capítulo III
Metodologia
Neste capítulo será elaborada uma descrição do processo usado para a realização dos scaffolds,
visto que, até chegar ao produto final, diversos passos foram executados e alguns deles variadas vezes,
para obtermos o scaffold com a qualidade desejada e com as normas de biocompatibilidade
alcançadas. O processo realizado, pode ser dividido em três etapas:
• Produção do ficheiro STL;
• Impressão a 3D;
• Tratamento e limpeza dos scaffolds;
3.1. Produção e impressão
Após a produção do ficheiro, ele é enviado para a impressora 3D (Figura 7).
Figura 7: Ficheiro STL. Respetivamente da esquerda para a direita, tem-se as estruturas SD70, SG70 e SP70.
28
Para a realização deste projeto usou-se a Impressora MJP3600, como se pode ver na Figura
8, sendo esta uma impressora Multijet, ideal para a impressão de plásticos. MJP ou Multijet Printing
é um método de impressão a jato de tinta, que leva a cabo o uso da tecnologia de impressão piezo,
de forma a que a resina plástica fotocurável seja depositada ou a moldagem de materiais camada a
camada seja feita. Esta tecnologia é usada como forma de construir peças ou moldes, com diversos
detalhes para as diferentes aplicações possíveis, oferecendo uma grande resolução. O material usado
para a impressão dos scaffolds foi o polímero, com a designação comercial de Crystal, proveniente
da mesma empresa, 3D Systems, devido à sua especificação de biocompatibilidade. É necessário
um material de suporte, de forma a ser possível a construção de camada por camada, com geometrias
internas. [28]
Figura 8: Impressora MJP600, utilizada para a impressão dos scaffolds.
Foram produzidos quatro tipos de scaffolds, divergindo na estrutura e porosidade. Destes
quatro, temos um deles com 0% de porosidade, como de pode ver na Figura 9, sendo apenas um
paralelepípedo, servindo de padrão dimensional impresso, de forma a ser possível, posteriormente a
comparação dos seus pesos e perceber se o processo de limpeza, ou seja, a remoção da cera foi bem
realizada. Relativamente aos outros três, estes apresentam porosidades de 50% e 70%, com as
estruturas Gyroid e Schwartz D e P, doravante referidas como G, D e P (Figura 10), sendo a grande
diferença entre as estruturas a variação nas células base, ou seja, cada unidade base tem 3x3x3mm,
construindo estruturas paralelepípedas com 5x5x10 unidades base, resultando em dimensões finais de
15x15x30mm.
29
Figura 9: Padrão dimensional impresso à esquerda e TPMS Gyroid, à direita.
Figura 10: Figura representativa dos diferentes scaffolds impressos. Respetivamente da esquerda para a direita temos na
prima fila, SP50, SP70, SG70 e na segunda fila, SG50, SD70, SD50.
30
3.2. Tratamento
Relativamente ao procedimento de limpeza, referente ao material Crystal é necessário seguir o
protocolo de tratamento definido para o material cumprir as normas USP Classe VI, aprovadas para
este material, uma vez que estes scaffolds são destinados à implementação no organismo e para isso,
necessitam de ser biocompatíveis, sendo necessário o cumprimento destas normas apropriadas ao
efeito. Como tal, após os scaffolds terem saído da impressora, estes foram pesados e de seguida foram
depositados no forno (como se pode ver na Figura 11), a 65ºC, durante 1 hora.
Figura 11: Imagens representativas do forno usado nos tratamentos de limpeza dos scaffolds.
Por conseguinte, foi necessário retirá-los e limpá-los com papel absorvente de forma a que a
cera derretida possa começar a sair. Posteriormente foram colocados outra vez no forno. Este processo
foi retido várias vezes, para garantir que a maior parte da cera/material de suporte, contida nos poros
do scaffold fosse retirada. Foi realizada uma pesagem constante (ADAM PQW 4502), por cada hora
que os scaffolds passavam no forno, de forma a ser possível no final, o cálculo da massa volúmica
referente a cada estrutura, em comparação com a massa volúmica do scaffold de padrão dimensional
impresso, e assim perceber, se o processo de limpeza foi feito corretamente. No entanto, como se
queria uma pesagem uniforme e durante este processo a cera acabava por secar, foi aumentado o
tempo de permanência no forno para cerca de 2 horas, para conseguir otimizar o processo de remoção
de cera. Quando os pesos começaram a estabilizar, voltou-se a aumentar o tempo de forno para cerca
de 10/15h, uma vez que a variação já era pequena, maioritariamente na casa das centésimas. Foi
também utilizado, papel aderente, por baixo dos scaffolds, uma vez que este ajuda o processo de
remoção de cera. Há que ter em atenção que o papel necessita ser trocado, sempre que este se
31
encontra com cera, pois caso contrário, a sua utilidade é perdida e uma camada de cera fica “presa”
na superfície do scaffold em contacto com o papel. Quando o peso começou a variar muito pouco,
passadas muitas horas seguidas de permanência no forno e praticamente já não se encontrava cera
no papel absorvente, foi utilizada a pistola de ar quente J. Wagner GmbH, cerca de 10 minutos em cada
scaffold, como se pode ver na Figura 12, e colocou-se no forno, por mais 1 hora. Após esta hora no
forno, os scaffolds foram pesados novamente.
Figura 12: Aplicação da pistola de ar quente nos scaffols, após retirar do forno.
O próximo passo foi encher recipientes de plástico com isopropanol e deixar os scaffolds nesta
solução, sendo necessário esfregá-los periodicamente para ajudar a remover o material de suporte. O
primeiro de 5 banhos é feito durante 20 minutos. O processo é repetido mais quatro vezes, mas o tempo
de imersão é reduzido para 5 minutos. É necessário trocar as luvas, por cada banho realizado para
prevenir a potencial contaminação das nossas amostras. Após a finalização dos banhos, os scaffolds
foram retirados e deixados a secar ao ar. Por fim, foi feita uma inspeção visual à superfície das
amostras, para perceber se o material de suporte, ou algum tipo de contaminante foi, ou não, removido
totalmente. Caso ainda existissem contaminantes o processo de limpeza poderia ser realizado de novo
[34]. Quando os scaffolds se encontravam totalmente secos, foi realizada a pesagem final. Na tabela 4
são apresentadas as diferentes horas que os scaffolds permaneceram no forno, posterior tratamento
com pistola de ar quente e álcool com a descrição dos tratamentos realizados.
32
Tabela 4: Descrição dos tratamentos de limpeza em função das pesagens.
# Pesagem Descrição # Pesagem Descrição
1 Primeira pesagem após saída da
impressora 3D 13
Pesagem realizada após a 12ª hora de permanência no forno
2 Pesagem realizada após a 1ª hora
de permanência no forno 14
Pesagem realizada após a 2 horas de permanência no forno, ou seja,
num total de 14 horas
3 Pesagem realizada após a 2ª hora
de permanência no forno 15
Pesagem realizada após a 2 horas de permanência no forno, ou seja,
num total de 16 horas
4 Pesagem realizada após a 3ª hora
de permanência no forno 16
Pesagem realizada após a 2 horas de permanência no forno, ou seja,
num total de 18 horas
5 Pesagem realizada após a 4ª hora
de permanência no forno 17
Pesagem realizada após a 2 horas de permanência no forno, ou seja,
num total de 20 horas
6 Pesagem realizada após a 5ª hora
de permanência no forno 18
Pesagem realizada após a 2 horas de permanência no forno, ou seja,
num total de 22 horas
7 Pesagem realizada após a 6ª hora
de permanência no forno 19
Pesagem realizada após a 2 horas de permanência no forno, ou seja,
num total de 24 horas
8 Pesagem realizada após a 7ª hora
de permanência no forno 20
Pesagem realizada após a 2 horas de permanência no forno, ou seja,
num total de 26 horas
9 Pesagem realizada após a 8ª hora
de permanência no forno 21
Pesagem realizada após a 15 horas de permanência no forno, ou seja,
num total de 41 horas
10 Pesagem realizada após a 9ª hora
de permanência no forno 22
Pesagem realizada após a 12 horas de permanência no forno, ou seja,
num total de 53 horas
11 Pesagem realizada após a 10ª hora
de permanência no forno 23
Pesagem realizada após aplicação de pistola de ar quente, sendo que
posteriormente a amostra foi submetida a 1 hora de permanência no forno, ou seja, num total de 54
horas
12 Pesagem realizada após a 11ª hora
de permanência no forno 24
Pesagem realizada após os tratamentos com isopropanol
Por fim, a massa volúmica de cada scaffold foi calculada, utilizando o resultado obtido na última
pesagem e tendo como comparação a massa volúmica calculada dos scaffolds de padrão dimensional
impresso. É possível calcular a massa volúmica, através da seguinte fórmula:
𝜌 =𝑚
𝑣
Em que m é a massa e v, o volume. Como os nossos scaffolds de padrão dimensional impresso são
paralelepípedos maciços, calculou-se o volume através de:
𝑣 = 𝐴𝑏. ℎ
33
Em que Ab, é a área correspondente à base e h, a altura. Os pesos foram obtidos através da
média de 3 pesagens efetuadas a cada scaffold, como forma de reduzir a taxa de erro da balança
usada. Consoante a porosidade de cada estrutura, obter-se-á um peso pré-estabelecido, ou seja,
scaffolds com 70% de porosidade pesarão cerca de 30% da massa do sólido, e, por analogia, no caso
dos que têm 50% de porosidade, o seu peso será cerca de 50% da massa do sólido.
3.3. Testes mecânicos
O objetivo central deste trabalho foi a análise do comportamento mecânico dos scaffolds
aquando da realização de ensaios de compressão. Como tal, foi feito para cada scaffold, o ensaio de
compressão respetivo. Utilizou-se a máquina de ensaios mecânicos (INSTRON 2663-821), como se
pode ver na Figura 13, para a realização dos testes. Para a realização dos ensaios foi usado o modelo
de compressão de 1,3 mm/min. O objetivo foi levar todos os provetes até à fratura, no entanto, nem
todos fraturaram devido a erros relativos ao vídeo-extensómetro. É importante frisar que, optou-se por
utilizar o vídeo-extensómetro ao invés do braço mecânico, de forma a reduzir folgas e erros associados,
visto que o braço não é tão preciso. No capítulo seguinte é feita uma análise de ambos os métodos.
Através destes ensaios é possível obter o módulo de Young equivalente, tensão de cedência,
fratura e respetivas deformações, elástica e plástica. Por conseguinte, com a ajuda do Matlab e através
da exportação dos ficheiros produzidos pelo software BlueHill 3, fez-se o tratamento dos dados, em
particular, a interpolação das curvas de tensão- deformação, e análise estatística referente aos ensaios
feitos, e assim, produziram-se os gráficos comparativos das diferentes estruturas. É importante retirar
e comparar estes parâmetros, para ser possível o estudo do comportamento biomecânico dos scaffolds,
em regime de compressão.
.
Figura 13: Ensaio de compressão, à esquerda e vídeo-extensómetro, à direita.
34
35
Capítulo IV
Resultados e Discussão
Este capítulo tem como objetivo estudar e discutir tanto a capacidade de remoção do material
de suporte dos scaffolds, como as propriedades mecânicas medidas após a realização dos ensaios de
compressão.
4.1. Tratamento/ Pesagens
Foi realizada uma pesagem dos scaffolds de padrão dimensional impresso, como se pode ver na
Tabela 5, de forma a ser possível o cálculo da densidade. A média de cada três pesagens dos scaffolds
foi calculada, para reduzir a taxa de erro da balança usada na medição e o esse valor foi utilizado
posteriormente para a realização dos cálculos necessários.
Tabela 5: Pesagem referente aos scaffolds de padrão dimensional impresso.
De seguida, calculou-se para cada um dos scaffolds padrão a massa volúmica respetiva e foi
feita a média, obtendo o valor de 1,18 × 10−3𝑔/𝑚𝑚3. Nas especificações do material Crystal, fornecidas
pela 3D Systems, não temos o valor da massa volúmica à temperatura ambiente (estado sólido), mas
temos o valor de 1,02 × 10−3𝑔/𝑚𝑚3 a 80ºC, em estado líquido. Considera-se que, em estado sólido, a
massa volúmica aumenta (salvo poucas exceções), o que faz crer que o valor que foi obtido de massa
Padrão Dimensional Impresso
Pesagens Massa (g)
1ª 7,93 7,93 7,96 7,93 7,93 7,96 7,94 7,98
2º 7,99 7,93 7,97 7,95 7,96 7,91 7,90 7,91
3ª 7,94 7,91 7,96 7,93 7,89 7,94 7,96 7,96
Média 7,95 7,92 7,96 7,94 7,93 7,94 7,93 7,95
Média Total
7,94
Percentagem relativa à diferença entre a Média e a Média Total
1,29% -1,70% 2,30% -0,40% -1,40% -0,30% -0,70% 1,00%
36
volúmica é concordante com o tabelado. Assim é possível verificar, através dos pesos obtidos no final
dos tratamentos, tempo de exposição no forno, aplicação da pistola e álcool, se os pesos obtidos são
os esperados, ou seja, como foi referido anteriormente, 50% de porosidade, implica 50% de material
sólido e analogamente, 70% de porosidade implica 30% de material sólido. A Tabela 6 indica os
resultados obtidos da massa, referente a cada scaffold, após tratamentos.
Tabela 6: Pesagem referente aos diferentes scaffolds após finalização dos tratamentos de limpeza.
24ª Pesagem
Média (g) SP50 SP70 SD50 SD70 SG50 SG70
1 3,77 1,98 3,91 2,18 3,79 2,18
2 3,80 2,06 3,92 2,23 3,80 2,19
3 3,82 2,07 3,91 2,20 3,82 2,15
Média dos 3 Scaffolds (g) 3,80 2,04 3,91 2,20 3,80 2,17
Com estes dados é possível calcular a massa volúmica de cada scaffold, sendo os respetivos
resultados apresentados na tabela 7.
Tabela 7: Valores obtidos de massa volúmica dos scaffolds vs. Valores esperados.
Como se pode observar através dos resultados, o valor obtido não é igual ao valor esperado,
no entanto é muito próximo dele. O que significa que o processo de limpeza foi bem realizado e ainda
mais importante, significa que é eficaz. Como já foi referido anteriormente, os scaffolds foram sempre
pesados, após aplicação dos tratamentos de limpeza, permitindo assim a análise das diminuições de
pesos, como se pode ver na Figura 14.
Valor Obtido Valor Esperado
SP70 3,02 × 10−4𝑔/𝑚𝑚2 ≈ 26%
30% SD70 3,26 × 10−4𝑔/𝑚𝑚2 ≈ 28%
SG70 3,21 × 10−4𝑔/𝑚𝑚2 ≈ 27%
SP50 5,63 × 10−4𝑔/𝑚𝑚2 ≈ 48%
50% SD50 5,79 × 10−4𝑔/𝑚𝑚2 ≈ 49%
SG50 5,63 × 10−4𝑔/𝑚𝑚2 ≈ 48%
37
Figura 14: Gráficos representativos da pesagem dos scaffolds em função do número de pesagens, durante os vários
processos de limpeza, mantendo a mesma porosidade e variando a estrutura.
0
1
2
3
4
5
6
7
8
1 3 5 7 9 11 13 15 17 19 21 23
Mas
sa (
g)
# Pesagens
SP70
SP50
0
2
4
6
8
1 3 5 7 9 11 13 15 17 19 21 23
Mas
sa (
g)
# Pesagens
SD70
SD50
0
1
2
3
4
5
6
7
8
1 3 5 7 9 11 13 15 17 19 21 23
Mas
sa (
g)
# Pesagens
SG70
SG50
38
Através da análise dos gráficos é notório que o processo mais eficaz, comparando tempo
despendido e perda do material de suporte é o banho em isopropanol, uma vez que neste processo
cerca de 13% de massa é perdida. No entanto, além de ser mais dispendioso, devido ao preço do
álcool, não se sabe se o facto de se aumentar o tempo de permanência ou a quantidade de vezes que
os banhos são realizados, se não danifica a estrutura do material. Esta análise foi realizada com o
intuito de compreender se os tratamentos de limpeza são eficazes na remoção de cera e também,
perceber se existem formas de otimizar o processo. É importante fazer também uma análise dos
gráficos, comparando apenas a estrutura, mantendo a porosidade, como podemos ver na Figura 15.
Figura 15: Gráficos representativos da pesagem dos scaffolds em função do número de pesagens, durante os vários
processos de limpeza, comparando as diferentes estruturas, mas mantendo a porosidade.
0
1
2
3
4
5
6
7
8
1 3 5 7 9 11 13 15 17 19 21 23
Mas
sa (
g)
# Pesagens
SG70
SP70
SD70
0
1
2
3
4
5
6
7
8
1 3 5 7 9 11 13 15 17 19 21 23
Mas
sa (
g)
# Pesagens
SG50
SP50
SD50
39
De uma forma geral, inicialmente os scaffolds apresentam uma massa semelhante e ambos
decrescem uma percentagem similar, após tratamento com o álcool. Os resultados sugerem, em regra,
que os scaffolds, após tratamentos pesam valores muito aproximados uns dos outros.
4.2. Ensaios mecânicos
De seguida foram realizados os ensaios mecânicos, nomeadamente, ensaios de compressão,
onde é possível analisar as propriedades mecânicas dos nossos provetes. Dos 8 scaffolds produzidos
de cada estrutura e porosidade, 4 deles foram testados através do Micro CT, como forma de analisar a
eficiência do tratamento de limpeza. A Microtomografia Computadorizada é análoga a uma radiografia,
no entanto tem a grande diferença de ser realizada em pequena escala e da sua resolução ir
aumentando exponencialmente, tendo como objetivo a visualização das estruturas dos scaffolds [35].
Não sendo um ensaio destrutivo foi possível posteriormente realizar os ensaios mecânicos nestes
scaffolds e desta forma perceber se este exame afeta as propriedades do material, nomeadamente o
Módulo de Young (E), como se pode ver nas seguintes tabelas.
Tabela 8: Valores obtidos do Módulo de Young (E) depois da realização dos ensaios de compressão nos scaffolds
P50 que foram testados no Micro CT e nos P50 que não foram testados Micro CT.
Tabela 9: Valores obtidos do Módulo de Young (E) depois da realização dos ensaios de compressão nos scaffolds D50 que
foram testados no Micro CT e nos D50 que não foram testados Micro CT.
SVE
E (GPa) Sem 𝝁CT Com 𝝁CT Erro
1 0,402 0,429 -0,629%
2 0,371 0,381 -2,625%
3 0,373 0,339 10,029%
4 0,384 0,377 1,857%
Erro Médio 2,158%
SVE
E (GPa) Sem 𝝁CT Com 𝝁CT Erro
1 0,423 0,275 53,818%
2 0,358 0,355 0,845%
3 0,392 0,333 17,718%
4 0,369 0,345 6,957%
Erro Médio 19,835%
40
Tabela 10: Valores obtidos do Módulo de Young (E) depois da realização dos ensaios de compressão nos scaffolds G50 que
foram testados no Micro CT e nos G50 que não foram testados Micro CT.
Tabela 11: Valores obtidos do Módulo de Young (E) depois da realização dos ensaios de compressão nos scaffolds P70 que
foram testados no Micro CT e nos P70 que não foram testados Micro CT.
Tabela 12: Valores obtidos do Módulo de Young (E) depois da realização dos ensaios de compressão nos scaffolds D70 que
foram testados no Micro CT e nos D70 que não foram testados Micro CT.
Tabela 13: Valores obtidos do Módulo de Young (E) depois da realização dos ensaios de compressão nos scaffolds G70 que
foram testados no Micro CT e nos G70 que não foram testados Micro CT.
Os resultados obtidos para os scaffolds que foram submetidos ao Micro CT, não apresentam
diferenças significativas de valores, quando comparados com os restantes scaffolds. Apresentam
SVE
E (GPa) Sem 𝝁CT Com 𝝁CT Erro
1 0,314 0,303 3,630%
2 0,327 0,284 15,141%
3 0,312 0,304 2,632%
4 0,324 0,309 4,854%
Erro Médio 6,564%
SVE
E (GPa) Sem 𝝁CT Com 𝝁CT Erro
1 0,111 0,109 1,835%
2 0,110 0,112 -1,786%
3 0,108 0,106 1,887%
4 0,110 0,109 0,917%
Erro Médio 0,713%
SVE
E (GPa) Sem 𝝁CT Com 𝝁CT Erro
1 0,158 0,156 1,282%
2 0,134 0,145 -7,586%
3 0,153 0,142 7,746%
4 0,167 0,143 16,783%
Erro Médio 4,556%
SVE
E (GPa) Sem 𝝁CT Com 𝝁CT Erro
1 0,143 0,134 6,716%
2 0,154 0,127 21,259%
3 0,139 0,138 0,725%
4 0,137 0,129 6,202%
Erro Médio 8,726%
41
valores num intervalo de erros entre 0,7% a 9%, com exceção do D50 que apresenta um erro de 20%,
devido a um valor que apresenta uma grande discrepância, em consequência de um erro que ocorreu
no vídeo-extensómetro. Os erros foram calculados relativamente aos scaffolds que sofreram o Micro
CT. Como tal, é possível verificar pela análise da tabela que o Micro CT, não compromete as
características do material.
O Módulo de Young (E) é uma característica de cada tipo de material, sendo que o Crystal
pertence à categoria dos polímeros e tem obrigatoriamente que apresentar valores num intervalo entre
0,002 e 4,8 GPa, o que é concordante com os dados obtidos. Porosidades diferentes, levam a
resultados de E diferentes, uma vez que este é calculado através da equação:
𝜃 =𝐸
𝜀
Sendo que 𝜃 é a tensão aplicada, E, o módulo de Young e 𝜀, a extensão. E 𝜃, é calculado por:
𝜃 =𝐹
𝐴
Em que F é a força aplicada e A, a área transversal respetiva. Uma vez que, os nossos scaffolds são
porosos, excetuando o padrão dimensional impresso, sendo esse o único que o E, tem que se
aproximar do valor tabelado pela 3D Systems, que é 1,463 GPa, que de facto se verifica, sendo em
média de 1,293 GPa, 12% abaixo do valor esperado, como se pode ver pela Tabela 14. De seguida é
também apresentado o gráfico Tensão vs. Extensão, respetivo ao padrão dimensional impresso (Figura
16).
Tabela 14: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o padrão dimensional impresso.
SVE
Padrão dimensional impresso/ Módulo de Young (GPa)
1 1,326
2 1,334
3 1,333
4 1,298
5 1,257
6 1,235
7 1,261
8 1,298
Média do Módulo de Young 1,293
42
Figura 16: Gráfico Tensão vs. Extensão (Arm) referente ao padrão dimensional impresso.
É importante referir que nem todos os provetes fraturaram e noutros ocorreu erro no vídeo-
extensómetro, nomeadamente:
• SG50 1 e 2 (sem Micro CT) não fraturou;
• SP50 1 e 3 (sem Micro CT) não fraturou;
• SG70 2 e 4 (sem Micro CT) ocorreu erro no vídeo-extensómetro;
• SG70 5 e 6 (Micro CT) ocorreu erro no vídeo-extensómetro;
• SD50 1 (sem Micro CT) ocorreu erro no vídeo-extensómetro;
Os dados foram obtidos de 2 formas diferentes, através da utilização do vídeo-extensómetro e
através do braço mecânico, para ser possível compreender qual destes dois métodos de obtenção de
resultados é mais preciso. Os valores obtidos do Módulo de Young (E), referentes a estes métodos
encontram-se representados nas tabelas seguintes. No entanto, para ser possível realizar a
comparação de valores, apenas se pode usar os scaffolds padrão dimensional impresso, porque
apenas com esses se tem um valor de comparação, sendo este o valor do E fornecido pela 3D Systems
Tabela 15: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o padrão dimensional impresso, medidos através da utilização do
Vídeo-extensómetro (SVE) Vs. Braço mecânico (Arm).
E (GPa) SVE Arm Erro
1 1,326 0,807 -39,140%
2 1,334 0,829 -37,856%
3 1,333 0,833 -37,509%
4 1,298 0,844 -34,977%
5 1,257 0,812 -35,402%
43
6 1,235 0,819 -33,684%
7 1,261 0,814 -35,448%
8 1,298 0,830 -36,055%
Média 1,293 0,824 -36,259%
Tabela 16: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o P50, medidos através da utilização do Vídeo-extensómetro (SVE)
Vs. Braço mecânico (Arm).
Tabela 17: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o D50, medidos através da utilização do Vídeo-extensómetro (SVE)
Vs. Braço mecânico (Arm).
E(GPa) SVE Arm Erro
1 0,423 0,327 -22,695%
2 0,358 0,318 -11,173%
3 0,392 0,330 -15,816%
4 0,369 0,288 -21,951%
5 0,275 0,288 4,727%
6 0,355 0,296 -16,619%
7 0,333 0,278 -16,517%
8 0,345 0,298 -13,623%
Média 0,356 0,267 -14,208%
Tabela 18: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o G50, medidos através da utilização do Vídeo-extensómetro (SVE)
Vs. Braço mecânico (Arm).
E (GPa) SVE Arm Erro
1 0,314 0,273 -13,057%
2 0,327 0,279 -14,679%
3 0,312 0,280 -10,256%
4 0,324 0,272 -16,049%
5 0,303 0,262 -13,531%
6 0,284 0,252 -11,268%
7 0,304 0,259 -14,803%
8 0,309 0,283 -8,414%
Média 0,309 0,270 -12,757%
E(GPa) SVE Arm Erro
1 0,402 0,304 -24,378%
2 0,370 0,308 -16,757%
3 0,373 0,301 -19,303%
4 0,384 0,289 -24,739%
5 0,429 0,295 -31,235%
6 0,381 0,298 -21,785%
7 0,339 0,288 -15,044%
8 0,377 0,303 -19,629%
Média 0,382 0,298 21,609%
44
Tabela 19: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o P70, medidos através da utilização do Vídeo-extensómetro (SVE)
Vs. Braço mecânico (Arm).
E (GPa) SVE Arm Erro
1 0,111 0,099 -10,811%
2 0,110 0,104 -5,455%
3 0,108 0,095 -12,037%
4 0,110 0,097 -11,818%
5 0,109 0,098 -10,092%
6 0,112 0,102 -8,929%
7 0,106 0,094 -7,500%
8 0,109 0,095 -12,844%
Média 0,109 0,098 -9,936%
Tabela 20: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o D70, medidos através da utilização do Vídeo-extensómetro (SVE)
Vs. Braço mecânico (Arm).
E (GPa) SVE Arm Erro
1 0,158 0,143 -9,494%
2 0,134 0,127 -5,224%
3 0,153 0,132 -13,725%
4 0,167 0,151 -9,581%
5 0,156 0,147 -5,769%
6 0,145 0,128 -11,724%
7 0,142 0,132 -7,042%
8 0,143 0,138 -3,497%
Média 0,149 0,137 -8,257%
Tabela 21: Valores obtidos do Módulo de Young (E) para o G70, medidos através da utilização do Vídeo-extensómetro (SVE)
Vs. Braço mecânico (Arm).
E (GPa) SVE Arm Erro
1 0,143 0,129 -9,790%
2 0,154 0,124 -19,481%
3 0,139 0,123 -11,511%
4 0,137 0,113 -17,518%
5 0,134 0,122 -8,955%
6 0,127 0,116 -8,661%
7 0,138 0,119 -13,768%
8 0,129 0,117 -9,302%
Média 0,138 0,120 -12,373%
Através destes dados é possível perceber que os valores obtidos pelo SVE, variam em média
12% do valor tabelado para o E deste material, enquanto que os valores obtidos para o braço mecânico
variam em média 47%, dos valores tabelados. O erro calculado quando foi comparado o SVE, com o
braço mecânico, em média é de 36%. As tabelas que se seguem ao padrão dimensional impresso são
45
relativas aos valores obtidos das diferentes estruturas, com porosidades diferentes. E de forma análoga
é possível verificar que por norma apresentam um valor mais fidedigno pelo método SVE, como o erro
obtido afirma. Como tal, pode-se dizer que o vídeo- extensómetro é o método mais preciso, quando
comparado ao braço mecânico, uma vez que este último possui folgas e por consequência muitos erros
associados.
Considerando então os dados fornecidos pelo SVE é possível realizar uma análise de qual destas
estruturas e porosidades diferentes, apresentam um maior E, permitindo assim perceber qual destes
scaffolds apresenta um maior regime elástico, permitindo assim, que uma maior carga seja aplicada,
sem que a deformação seja irreversível. É importante frisar, que este E obtido é um Eeq, como foi
referido anteriormente. Através dos dados é possível verificar que o scaffold com TPMS P50 é o que
em média apresenta maior valor de E, nomeadamente de 0,382 GPa. Analisando apenas em termos
de propriedades mecânicas, os dados sugerem que o P50, seria a melhor estrutura e porosidade a ser
usada como scaffold ósseo, nomeadamente para substituir um osso que se seja muito submetido a
tensões de compressão.
4.3. Sumário
Na parte experimental desta dissertação, foi analisada a eficiência dos processos de limpeza
sugeridos pela empresa fabricante do material que compõe os scaffolds e foi também realizado ensaios
de compressão a cada scaffold existente, de forma a ser possível verificar algumas propriedades do
material, bem como, a compreensão de qual método de medida seria o mais eficiente para a obtenção
dos resultados, com isto quero dizer, qual deles apresentava uma menor taxa de erro.
Relativamente aos processos de tratamento utilizados, os resultados sugerem que o método mais
eficaz é a utilização do álcool, nomeadamente do isopropanol, como forma de retirar o material de
suporte existente na estrutura dos scaffolds. No entanto um estudo pormenorizado terá que ser
realizado, visto que não se sabe se um maior tempo de permanência dos scaffolds, ou o aumento da
efetuação dos banhos, não danifica ou corrompe a estrutura do material e por consequência, as
propriedades mecânicas associadas ao material em questão. É importante referir que o sucesso e
otimização dos tratamentos de limpeza têm influência nos resultados obtidos após realização dos
ensaios mecânicos, uma vez que, caso o tratamento não seja efetuado com êxito, pode possibilitar a
ocorrência de erros nos resultados obtidos para os provetes, uma vez que a cera ainda se encontrará
acumulada nos poros. Com este estudo, também foi possível saber quanto tempo é preciso despender
no primeiro tratamento efetuado, sendo este, o forno, e a partir de que altura era possível seguir para
o próximo processo.
Em relação aos ensaios mecânicos, mais concretamente ao ensaio de tração, os resultados
sugerem que os valores do Módulo de Young obtidos, se encontram em concordância com os dados
46
fornecidos pela empresa para o material em questão, ou seja, o Crystal. Cálculos foram efetuados
também, de forma a compreender qual dos métodos de medida, vídeo-extensómetro ou braço
mecânico, seria o mais preciso. E como é possível verificar pelos dados obtidos, o vídeo-extensómetro
é sem dúvida o mais eficiente.
47
Capítulo V
5. Conclusões
A presente dissertação tinha como objetivo, por um lado, compreender se o tratamento de
limpeza utilizado nos scaffolds, após saírem do forno seria eficaz e posteriormente otimizar o processo.
Este objetivo foi cumprido. Pesou-se as amostras após cada tratamento e foi possível quantificar o
número de horas de permanência no forno necessárias aos scaffolds, de forma a perderem o material
de suporte que se encontra na sua estrutura. Foi também possível concluir que o método mais eficaz
de remoção de cera (após os scaffolds saírem do forno) são os banhos de isopropanol. Com isto, foi
possível também, conferir que o tempo/número de banhos de isopropanol indicado pelo fabricante do
material se encontra correto. No entanto, os dados sugerem que seria interessante estudar a
permanência dos scaffolds em isopropanol, uma vez que este processo se tornaria muito mais rápido.
Por outro lado, esta dissertação tinha também como objetivo verificar se o Módulo de Young
era afetado após utilização do método Micro CT. Este objetivo também foi cumprido e os dados
sugerem que o Micro CT não afeta as propriedades mecânicas dos materiais, visto que o Módulo de
Young equivalente medido experimentalmente é concordante, quer nos scaffolds que sofreram Micro
CT, quer nos scaffolds que não sofreram.
Por fim, com a realização dos ensaios de compressão foi possível verificar qual das diferentes
estruturas dos scaffolds, possui um menor/maior módulo de Young e por consequência qual deles
apresenta um menor comportamento elástico/ maior comportamento elástico, vez que os ossos,
encontram-se muitas vezes sujeitos a tensões de compressão. Desta forma foi possível perceber que
a estrutura TPMS P50 seria a mais adequada para substituir um osso que se seja muito submetido a
forças de compressão, uma que que este scaffold é o que apresenta um maior Módulo de Young.
48
5.1. Perspetivas de trabalhos futuros
• Estudo da biocompatibilidade e citoxicidade do material;
• Reduzir o tempo de permanência dos scaffolds no forno e aumentar o número de banhos em
isopropanol;
• Estudar o efeito de uma maior permanência dos scaffolds no isopropanol, no processo de
limpeza dos scaffolds, a nível estrutural;
• Realização dos ensaios de tração nos scaffolds;
• Realizar ensaios de permeabilidade nas diversas estruturas sugeridas;
• Testar estas estruturas in vivo.
49
6. Referências:
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and F. Paim Rosa, “Biomaterials for bone regeneration – Methods of analyses and future
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[2] M. Gutierres, M. Ascensão Lopes, N. Sooraj Hussain, A. Trigo Cabral, L. Almeida, and J.
Domingos Santos, “Substitutos ósseos: Conceitos gerais e estado actual,” Arq. Med., vol. 19,
no. 4, pp. 153–162, 2005.
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308–332, 1996.
[4] R. Recker, “Part by j.,” pp. 1256–1275.
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[6] S. I. O. Henn, B. Do, T. Animal, U. Federal, and R. Grande, “BIOQUÍMICA DO TECIDO ÓSSEO
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[7] L. Lautert, M. de A. Almeida, V. G. Araújo, and C. M. C. Francisco, “Osteoporose: a epidemia
silenciosa que deve se tornar pública,” Rev. Bras. Enferm., vol. 48, no. 2, pp. 161–167, 1995.
[8] M. H. Tanaka, V. Penna, W. T. Chung, and A. Lopes, “ARTIGO ORIGINAL Tumores Malignos
Primários dos Ossos Primary Malignant Bone Tumors,” Arq Cat Med, vol. 26, no. 4, pp. 18–21,
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[10] R. Fontes, “Fabrico e caracterização de scaffolds à base de fosfatos de cálcio Dissertação para
obtenção do Grau de Mestre em Engenharia Mecânica Júri,” p. 98, 2010.
[11] U. Jammalamadaka and K. Tappa, “Recent advances in biomaterials for 3D printing and tissue
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[12] M. Brunelli, C. M. Perrault, and D. Lacroix, “Short bursts of cyclic mechanical compression
modulate tissue formation in a 3D hybrid scaffold,” J. Mech. Behav. Biomed. Mater., vol. 71, no.
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50
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