UNIVERSIDADE DO ESTADO DO RIO DE JANEIRO
CENTRO DE EDUCAÇÃO E HUMANIDADES
INSTITUTO DE EDUCAÇÃO FÍSICA E DESPORTOS
RESPOSTAS ÓSSEAS A CARGAS MECÂNICAS
Jonas Lírio Gurgel
Rio de Janeiro
2002
i
RESPOSTAS ÓSSEAS A CARGAS MECÂNICAS
Jonas Lírio Gurgel
Memória de licenciatura apresentada ao Instituto de Educação Física e Desportos da
Universidade do Estado do Rio de Janeiro, como requisito parcial para obtenção do grau de
Licenciado em Educação Física.
Orientador Prof. Dr. Luiz Alberto Batista
Rio de Janeiro
2002
ii
DEDICATÓRIA
Para meus Avós:
Clélia Mendonça Lyrio Cruz & Roque Lyrio Cruz.
iii
AGRADECIMENTOS
Este estudo, provavelmente, não poderia ser apresentado sem o auxílio de algumas
pessoas. E, a meu ver, esta é uma excelente oportunidade de tornar tais agradecimentos
públicos. Mesmo estando passível de omitir algum nome, gostaria de declinar os nomes das
pessoas mais importantes nesta fase da minha formação acadêmica.
Inicialmente, gostaria de agradecer à minha companheira, Flávia Porto Melo
Ferreira, pelo total apoio e compreensão e por, através de infindaveis discussões
acadêmicas, contribuir com seu intelecto e seus conhecimentos para a realização deste
trabalho.
Ao meu pai, Raimundo Nato Gurgel, pelo seu total apoio e auxílio, sem o qual seria
impossível a realização deste estudo.
A minha mãe, Prof. Dr. Maria Cristina Lírio Gurgel, pela dedicação e exemplo, e
pela revisão lingüística deste trabalho.
Ao meu orientador e amigo, Prof. Dr. Luiz Alberto Batista, não só por me auxiliar
através de suas valiosas interlocuções, mas por tentar me orientar, através de sua vasta
experiência, em todos os âmbitos de minha vida.
Ao Prof. Guilherme Locks, pela amizade e apoio, além, é claro, das valiosas
observações, que só vieram a contribuir com o resultado final deste trabalho.
A todos os membros do Laboratório de Biomecânica (LABIOM), Flávia Porto,
Glauber Ribeiro, Janisol Junior, Daniel das Chagas, Letícia Brito, Kim Shung, pela
amizade e colaboração através das inflamadas discussões acadêmicas que, por muitas
vezes, travamos.
E, por último, mas não menos importante, aos amigos que se encontram tão
distantes, em terras portuguesas, Samantha e Alex, sem os quais nada disso teria sequer
iniciado.
A todos as pessoas que não foram aqui citadas, mas de alguma forma, direta ou
indiretamente, contribuíram para esta etapa de minha formação acadêmica, o mais sincero
obrigado.
iv
SUMÁRIO
DEDICATÓRIA .................................................................................................................... ii
AGRADECIMENTOS ......................................................................................................... iii
SUMÁRIO .............................................................................................................................iv
LISTA DE FIGURAS............................................................................................................vi
RESUMO...............................................................................................................................vi
ABSTRACT........................................................................................................................ viii
INTRODUÇÃO ......................................................................................................................1
Capítulo I ................................................................................................................................3
ASPECTOS MORFOLÓGICOS E FISIOLÓGICOS DOS OSSOS......................................3
CONSIDERAÇÕES INICIAIS ..........................................................................................4
EVOLUÇÃO DO SISTEMA ESQUELÉTICO .............................................................4
ESTRUTURA DO OSSO...............................................................................................5
CLASSIFICAÇÃO QUANTO AO FORMATO............................................................8
CLASSIFICAÇÃO QUANTO À POROSIDADE .......................................................10
CLASSIFICAÇÃO NO NÍVEL TECIDUAL ..............................................................11
CLASSIFICAÇÃO QUANTO À MATURIDADE .....................................................16
Capítulo II .............................................................................................................................21
MECÂNICA DOS TECIDOS ÓSSEOS ..........................................................................21
CONSIDERAÇÕES INICIAIS ....................................................................................22
CONCEITOS BÁSICOS DE BIOMECÂNICA APLICADOS A MATERIAIS
BIOLÓGICOS ..............................................................................................................22
PROPRIEDADES ELÁSTICAS DOS OSSOS............................................................29
MODELANDO O COMPORTAMENTO ELÁSTICO DOS OSSOS.........................40
PROPRIEDADES VISCOELÁSTICAS DOS OSSOS................................................43
POROELASTÍCIDADE ÓSSEA .................................................................................46
Capítulo III............................................................................................................................48
RESPOSTAS ÓSSEAS A CARGAS MECÂNICAS.......................................................48
MODELAGEM E REMODELAGEM ÓSSEA ...........................................................49
v
MECANOTRANSDUÇÃO E TECIDO ÓSSEO .........................................................57
LEI DE WOLFF E OUTRAS TEORIAS DE REMODELAGEM ÓSSEA.................62
ATIVIDADE FÍSICA E RESPOSTAS ÓSSEAS ........................................................65
REPOSTAS ÓSSEAS A MICROGRAVIDADE.........................................................79
CONCLUSÕES ....................................................................................................................86
REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS .................................................................................88
vi
LISTA DE FIGURAS
Figura 1 ...................................................................................................................................5
Figura 2 ...................................................................................................................................7
Figura 3 ...................................................................................................................................9
Figura 4 .................................................................................................................................14
Figura 5 .................................................................................................................................15
Figura 6 .................................................................................................................................17
Figura 7 .................................................................................................................................18
Figura 8 .................................................................................................................................19
Figura 9 .................................................................................................................................20
Figura 10 ...............................................................................................................................28
Figura 11 ...............................................................................................................................28
Figura 12 ...............................................................................................................................30
Figura 13 ...............................................................................................................................32
Figura 14 ...............................................................................................................................35
Figura 15 ...............................................................................................................................36
Figura 16 ...............................................................................................................................37
Figura 17 ...............................................................................................................................39
Figura 18 ...............................................................................................................................47
Figura 19 ...............................................................................................................................49
Figura 21 ...............................................................................................................................54
Figura 22 ...............................................................................................................................56
Figura 23 ...............................................................................................................................59
Figura 24 ...............................................................................................................................60
Figura 25 ...............................................................................................................................63
Figura 26 ...............................................................................................................................70
Figura 27 ...............................................................................................................................74
Figura 28 ...............................................................................................................................75
Figura 29 ...............................................................................................................................75
Figura 30 ...............................................................................................................................80
vii
RESUMO
RESPOSTAS ÓSSEAS A CARGAS MECÂNICAS
Autor: JONAS LÍRIO GURGEL
Orientador: PROF. DR. LUIZ ALBERTO BATISTA
O objetivo deste estudo foi o de averiguar com que tendências esta área de conhecimento,
referente a respostas ósseas a cargas mecânicas, vem se desenvolvendo. Para tal, foi
realizada uma busca nos principais portais de informação científica, dos quais foram
retirados 678 artigos, dos últimos 10 anos, que abordavam a temática respostas ósseas a
cargas mecânicas e a microgravidade. A partir desses dois grupos de artigos, foi retirada
uma amostra, em que o critério inicial de escolha foi o de artigos de revisão. Depois de
retirados esses artigos, o restante da amostra foi composta a partir de uma escolha aleatória
ou randômica, em um total de 84 artigos. O conteúdo dos artigos da amostra foi submetido
a uma análise, na qual se utilizou a técnica proposta por Laurence Bardin (1977). Adotamos
como características de análise os achados e conclusões desses estudos e os objetivos
pretendidos para as investigações, segundo proposta de Batista (2001). O conteúdo desta
análise foi apresentado na forma de um texto lógico-científico, no qual foi dado um maior
enfoque na parte da amostra composta pelos artigos de revisão. Aparentemente, tal área
apresenta, no que tange aos objetivos, uma diversificação exacerbada de produto. Isto pode
ser explicado pelo número de variáveis, ainda não totalmente compreendidas, no processo
de remodelagem óssea - o que, sobremaneira, parece influenciar a produção nesta área de
conhecimento. Com relação às conclusões, aparentemente não existe um fluxo de
informação suficiente, ou não existe uma preocupação por parte dos pesquisadores em
realizar um desenvolvimento vertical do conhecimento.
Biomecânica óssea; cargas mecânicas; microgravidade; remodelagem óssea; propriedades
de materiais biológicos.
viii
ABSTRACT
BONE RESPONSES TO MECHANICAL LOADS
Author: JONAS LÍRIO GURGEL
Advisor: PROF. DR. LUIZ ALBERTO BATISTA
The purpose of this study was a research of nowadays trends in the field of knowledge of
bone responses to mechanical loads. A deep screening through a great number of scientific
information sites in the Internet allowed to gather 678 papers/articles, published on the
subject in the last 10 years. From the large group of articles an initial sample was selected
under the criterium of reviewing articles. At the end, a randomic sample of 84 articles was
obtained. A content analysis of these articles, as proposed by Laurence Bardin (1977), was
applied. Conclusions of the works and objectives pursued by the investigations were the
characteristics used for analysis, following techniques proposed by Batista (2002). The
content analysis is presented in the form of a logical-scientific text. Apparently, the studied
area presents a largely diversified product, explained by the number of variables, by no
means completely understood, in the bone remodeling process. This seems to influence the
production in this area of knowledge. As of the conclusions, it seems there not exists a
sufficient flux of information, nor an effort of the researchers to reach a vertical
development of knowledge.
Bone biomechanics; mechanical load; microgravity; bone remodeling; biological materials
properties.
1
INTRODUÇÃO
O papel do exercício e de estímulos mecânicos em promover hipertrofia em tecidos
moles já foram bem estudados, porém o papel do exercício físico e de estímulos mecânicos
na hipertrofia e remodelagem do sistema ósseo está muito menos caracterizado (EL HAJ &
Thomas, 1994). Apesar de existir uma vasta bibliografia referente a respostas ósseas a
cargas mecânicas, não se pode precisar ainda com que tendências esta área de
conhecimento vem se desenvolvendo. Tal fato deve-se à falta de pesquisas bibliográficas
que organizem de maneira estruturada o corpo de conhecimentos já produzidos.
Neste sentido, o objetivo deste estudo é o de averiguar com que tendências esta área
de conhecimento, referente a respostas ósseas a cargas mecânicas, vem se desenvolvendo.
Pretendemos realizar uma análise de conteúdo com o objetivo de delinear o estado da arte
desse corpo de conhecimento.
Do ponto de vista metodológico, realizamos uma busca nos principais portais de
informação científica, dos quais foram selecionados 678 artigos que abordavam a temática.
Esses artigos foram separados em dois grupos temáticos: respostas ósseas a atividade física
e estudos relacionados a microgravidade. Pretendemos analisar os artigos que compõem
uma amostra que teve, como critério inicial de seleção, o fato de esses artigos serem de
revisão. Posteriormente, complementamos tal amostra com outros artigos, cuja escolha foi
aleatória. A justicativa para os critérios dessa amostra deve-se ao fato, no caso dos artigos
de revisão, à possibilidade de examinar um maior número de artigos que representassem, de
maneira mais significativa, o corpo de conhecimentos; no caso da seleção aleatória,
procurou-se, também, garantir a representatividade, do ponto de vista estatístico.
Esse estudo, para fins de exposição , está dividido em três capítulos.
2
No primeiro, Aspectos morfológicos e fisiológicos dos ossos, procedemos a uma breve
revisão da estrutura e função das células formadoras do tecido ósseo, suas características de
acordo com sua função e localização no sistema esquelético, visando a um enfoque nas
estruturas microscópicas formadoras do tecido ósseo e seus mecanismos de regulação.
No segundo, Mecânica dos tecidos ósseos, abordamos a mecânica dos objetos
deformáveis, a partir dos conceitos básicos de biomecânica aplicados a materiais
biológicos. Examinamos, ainda, a bibliografia referente às propriedades elásticas,
viscolelásticas e poroelasticidade dos ossos.
No terceiro e último capítulo, Respostas ósseas a cargas mecânicas, revisamos o
material referente a modelagem e remodelagem óssea, inclusive a lei de Wolff e outras
teorias que abordam este processo, e a mecanotransdução óssea. Além disso, realizamos
uma revisão dos artigos publicados acerca da atividade física a respostas ósseas e a relação
entre esta e a microgravidade.
Cumpre esclarecer que, à medida que procedemos à análise, tecemos considerações
acerca do material examinado. Na conclusão, reunimos as principais idéias, avaliando as
tendências desta área de conhecimento, no que se refere a respostas ósseas a cargas
mecânicas.
3
Capítulo I
ASPECTOS MORFOLÓGICOS E
FISIOLÓGICOS DOS OSSOS
4
CONSIDERAÇÕES INICIAIS
Neste capítulo encontra-se uma breve revisão da estrutura e função das células
formadoras do tecido ósseo, suas características de acordo com a sua função e localização
no sistema esquelético e, ainda, uma prévia do conhecimento emergente na regulação
molecular do sistema esquelético. Não objetivamos dar um enfoque aprofundado na
macroestrutura óssea, mas sim nas estruturas microscópicas formadoras do tecido ósseo e
seus mecanismos de regulação.
EVOLUÇÃO DO SISTEMA ESQUELÉTICO
Com o aumento do tamanho dos animais, houve a necessidade de um arcabouço de
apoio rígido tal como as estruturas esqueléticas do corpo. O notocórdio foi o primeiro tipo
de material esquelético dos vertebrados. Este consiste de uma haste resistente, contudo
flexível, percorrendo todo o comprimento do corpo, ao longo das costas e por baixo do
cordão nervoso (ROMER, 1975 apud ÄSTRAND, 1977).
Sendo assim, o notocórdio caracteriza-se como a medula espinhal primitiva,
aparecendo após dezesseis dias de desenvolvimento embrionário. (WHITING, 2001.) O
notocórdio contribuiu para o enrijecimento do corpo e para apoiar muitos órgãos, além de
servir como ponto de inserção para os músculos do tronco. (ÄSTRAND, 1977)
O
aparecimento
do
notocórdio
permitiu
facilidade
para
a
mobilidade,
aprimoramento da acessibilidade das reservas minerais armazenadas nos ossos e
participantes dos processos metabólicos e bioquímicos do corpo. (ÄSTRAND, 1977).
Apesar do corpo humano apresentar a medula espinhal primitiva apenas no início de
seu desenvolvimento embrionário (WHITING, 2001), por muito tempo o notocórdio foi o
elemento funcional dos vertebrados. Posteriormente, novos materiais esqueléticos surgiram
como as cartilagens e os ossos, ambos formados por tecido conjuntivo, diferindo,
entretanto, significativamente quanto à sua natureza e aos seus aspectos. (ÄSTRAND,
1977).
5
ESTRUTURA DO OSSO
O osso é um tecido conjuntivo especializado e caracteriza-se como o tecido mais
duro, forte, resistente e rígido do corpo. (WATKINS, 2001; WHITING, 2001) A estas
características deve-se ao sal ósseo, uma substância basal que consiste de uma combinação
de pirofosfato de cálcio e carbonato de cálcio, com quantidades menores de magnésio,
sódio e cloro (ALEXANDER, 1975 apud WATKINS, 2001) combinado com o colágeno.
Sendo o colágeno responsável pela propriedade elástica do osso, esta permite a absorção de
um impacto súbito sem quebra.
Figura 1
o
sistema músculo-esquelético é imprescindível para o corpo, tanto do ponto de
vista biomecânico quanto metabólico. Este é, basicamente, composto de ossos individuais e
tecido conectivo, que é um dos principais componentes das articulações(JEE, 2001).
Através da função estrutural, o osso é fundamental para locomoção, respiração e proteção
dos órgãos internos. Através da função metabólica, atua como reservatório de cálcio e
fósforo (Nobrega, 2000).
6
Segundo Watkins (1999: 66), “O esqueleto executa três principais
funções”:
1-Age como um arcabouço de sustentação para o resto do corpo. 2-Age como
sistemas de alavancas nas quais os músculos podem puxar de forma a estabilizar e mover o
corpo. 3- Protege certos órgãos. por exemplo o crânio protege o cérebro, a coluna
vertebral protege a medula espinhal; o arcabouço costal auxilia na proteção dos pulmões e
coração”.
7
CLASSIFICAÇÃO DO OSSO - PERSPECTIVA MACROSCÓPICA DO OSSO
Do ponto de vista macroscópico, os ossos podem ser divididos em dois principais
grupos: o esqueleto axial e o esqueleto apendicular. O esqueleto axial consiste de 80 ossos,
englobando o crânio, a coluna vertebral e as costelas. O esqueleto apendicular adulto
consiste de 126 ossos que configuram os membros superiores e inferiores. Os ossos variam,
consideravelmente, de tamanho e formato, existindo quatro categorias gerais de formato:
ossos longos, ossos curtos, ossos chatos e ossos irregulares. Alguns ossos podem pertencer
a mais de uma categoria, como é o caso dos pequenos ossos do punho que são
categorizados como curtos e irregulares (WATKINS, 2001).
Figura 2
8
CLASSIFICAÇÃO QUANTO AO FORMATO
a.
OSSOS LONGOS (ou tubulares): compõem a estrutura do
chamado esqueleto apendicular. São formados por uma diáfise, constituindo o corpo
cilíndrico do osso, e os tubérculos (ou tuberosidades ou côndilos), em suas
extremidades. Possuem, ainda, uma cartilagem articular que envolve cada côndilo,
com a função de proteger as extremidades de desgastes pelo contato com outros
ossos (SALTER, 2001).
b.
OSSOS CURTOS (ou cuboidais): Sua forma se aproxima a de um
cubo e incluem apenas os ossos do carpo e do tarso. Possuem limitados movimentos
de deslizamento e a função de absorver impactos (SALTER, 2001).
c.
OSSOS PLANOS (ou chatos): Como sugere o nome, estes ossos
possuem o formato achatado, como o caso das escápulas, costelas, patelas e alguns
ossos do crânio. Possuem a função de proteger os órgãos internos e tecidos moles,
além de oferecem amplas áreas de inserção para músculos e ligamentos (Watkins,
2001).
d.
OSSOS
IRREGULARES:
Estes
ossos
caracterizam-se
por
apresentarem formas diferentes e funções específicas. As vértebras são ossos que
apresentam formas irregulares e funções especiais, por isso são classificadas como
ossos irregulares. Elas fornecem o canal ósseo protetor para a medula espinhal,
inclusive, oferecem vários processos para inserção de músculos e ligamentos, além
de sustentarem a carga da parte superior do tronco.
9
Figura 3
10
CLASSIFICAÇÃO QUANTO À POROSIDADE
Segundo Hall (2000), os ossos, ainda, podem ser classificados quanto à sua
porosidade:
a.
OSSO CORTICAL (ou compacto ou lamelar ou denso): correspondem a
5 a 30% do volume do osso ocupado por tecido não- mineralizado (WHITING, 2001).
b.
OSSO ESPONJOSO (ou trabecular ou cancellous): corresponde a 30 a
mais de 90% do volume do osso ocupado por tecido não- mineralizado (WHITING, 2001).
Encontrado em regiões de maior stress do corpo, com resistência à aplicação de cargas
pesadas, como o colo do fêmur (Loveridge, 2000).
A maioria dos ossos do corpo humano possui, em sua estrutura óssea, a camada
externa composta de osso do tipo cortical com tecido esponjoso subjacente a esta parte
compacta. É importante ressaltar que ambos são anisotrópicos, quer dizer que estes ossos
oferecem graus de resistência e rigidez diferentes em resposta às forças aplicadas em
diferentes direções. O tecido ósseo é mais forte para suportar stress compressivo e mais
fraco para resistir a stress tangencial.
11
CLASSIFICAÇÃO NO NÍVEL TECIDUAL
WHITING (2001) propõe, ainda, a classificação dos ossos no nível tecidual:
a.
OSSO TRANÇADO: Suas células são depositadas rapidamente de maneira
desorganizada em arranjos de fibras colágenas e de osteócitos1. Embora apresente conteúdo
mineral semelhante aos dos ossos primário e secundário, seu padrão de desorganização e as
proporções mais baixas de proteínas não-colágenas reduzem a força mecânica desse osso
em comparação ao osso primário e secundário. O osso trançado pode ser depositado
novamente, mesmo na ausência de um osso ou modelo cartilaginoso preexistente. (Martin e
Burr, 1989 apud WHITNG, 2001)
O osso trançado proporciona apoio mecânico rápido e temporário, como em
situações pós-lesão traumática, devido à alta relação de volume célula-para-osso. No
adulto, geralmente, este osso não está presente a não ser em calos de fraturas, em áreas de
ossificação endocondral ativa e em algumas patologias esqueléticas. (WHITING, 2001)
b.
OSSO PRIMÁRIO: Este tipo de osso inclui vários outros tipos, cada um
com forma e função específicas. Substitui o osso trançado ou cartilagem, durante a
maturação óssea, fornecendo ao esqueleto maduro a rigidez funcional apropriada. É
formado por múltiplas camadas finas de matriz óssea e células organizadas
circunferencialmente ao redor das superfícies endósteas ou perióstea2. Encontrado no osso
do tipo esponjoso, apresenta poucos canais vasculares, o que proporciona uma arquitetura
muito densa (WHITING, 2001).
1
Os osteócitos são osteoblastos maduros localizados no interior da matriz óssea responsáveis pela
manutenção do osso (BILEZIKIAN, 2002).
2
O endósteo e o periósteo são as membranas que constituem o osso (WHITING, 2001).
12
c. OSSO SECUNDÁRIO: O mecanismo de controle diferente do osso do tipo
primário pode ser responsável pela deposição endóstea ou perióstea do osso primário
versus a deposição intracortical do osso secundário, durante a remodelagem. O osso
secundário somente é depositado durante a remodelagem e substitui o osso primário
preexistente (WHITING, 2001).
13
CLASSIFICAÇÃO DO OSSO - PERSPECTIVA MICROSCÓPICA DO OSSO
Do ponto de vista microscópico, os ossos consistem basicamente de
componentes orgânicos (20-25% do seu peso), e de componente inorgânico (70% de seu
peso), e de água (5% de seu peso). O componente orgânico é, em sua maioria, colágeno
tipo I, mas também inclui células ósseas e uma pequena quantidade de proteínas nãocolágenos, que é muito importante biologicamente. O componente inorgânico é formado de
minerais – em sua quase totalidade, de cristalline calcium hydroxyapatite (Genant et al
1991, Apud Khan et al., 2001).
O tecido ósseo é formado pelas células osteoclastos, osteoblastos e os
osteócitos. A dinâmica destas células permite que os ossos difiram entre si, mesmo
apresentando características comuns ao tecido ósseo. Isto poderia ser facilmente percebido.
Se todos os ossos do corpo fossem sólidos e compactos, eles seriam demasiadamente
pesados em proporção às necessidades de força. Além disso, estas células possuem a
capacidade de se transformarem de uma forma em outra, visto o alto grau de relação entre
elas (ÄSTRAND, 1977).
ƒ
OSTEOCLASTOS:
São células bipolares que apresentam um “bordo em escova” e um bordo basal.
Responsáveis pela função de reabsorção óssea, o “bordo em escova” permite que seus
prolongamentos penetrem na superfície onde está ocorrendo a reabsorção. Já o bordo basal
fica em contato com gordura ou tecido medular. Os osteoclastos formam um grupo
heterogêneo de células multicelulares ricas em enzimas lipossômicas, como a catepsina e
fosfatase ácida (OLIVEIRA, L.G., 2002).
Estas células secretam ácidos, colagenases, pirosfatases e outras enzimas que
descalcificam e hidrolisam a matriz orgânica (OLIVEIRA, L.G., 2002; BANDEIRA,
2000).
14
ƒ
OSTEOBLASTOS:
São células ósseas responsáveis pela fase de formação do osso. (ÄSTRAND, 1977;
BANDEIRA, F., 2000). Os osteoblastos sintetizam colágeno do tipo 1 e proteínas que são
depositadas na superfície óssea, de forma orgânica, formando a matriz osteóide3.
(ALBERTS et al, 2002) Poucos osteoblastos ficam presos à matriz em mineralização
transformando-se em osteócitos, enquanto a maioria sofre apoptose4. Estas células possuem
receptores para diversos fatores que influenciam a sua atividade, como hormônios sexuais,
hormônio de crescimento (GH), etc. (BANDEIRA, F., 2000).
Com o envelhecimento, ocorre a diminuição da produção de osteoblastos pela
redução da produção das suas células precursoras (ÅSTRAND, 1977).
Figura 4
3
O mesmo que matriz óssea (Khan et al., 2001).
Apoptose: Também conhecida como morte celular programada. As células cometem suicídio pela ativação
de um programa intracelular de morte para contribuir no controle da população das células de um organismo
juntamente com o controle da divisão celular. (ALBERTS et al, 2002)
4
15
Figura 5
ƒ
OSTEÓCITOS:
São células com processos longos e ramificados que preenchem cavidades (lacunas)
numa densa matriz feita de fibras colágenas, espalhadas numa substância primordial amorfa
(cimento) que está impregnada com complexos de fosfato de cálcio (ÅSTRAND, 1977).
São células ósseas derivadas dos osteoblastos, enterrados na matriz óssea5, ligados
entre si por projeções formando canalículos. Podem sintetizar colágeno e controlar a
mineralização dentro de sua lacuna. São responsáveis pela manutenção do osso como
tecido vivo e secretam enzimas que iniciam a reabsorção, podendo estar envolvidos no
paratireoidismo, doença de Paget, e osteoporose por desuso (OLIVEIRA, 2002).
5
“A matriz do osso consiste de uma rede regular,densa e em camadas de fibras de colágeno mergulhadas em
uma substância basal dura e sólida.”(WATKINS, 2001, p. 117)
16
CLASSIFICAÇÃO QUANTO À MATURIDADE
Com relação à maturidade do tecido ósseo, o osso pode ser classificado como:
a.
OSSO IMATURO (ou não-lamelar ou reticular ou fibroso): Corresponde
ao primeiro osso formado pela ossificação endocondral durante o desenvolvimento
embrionário sendo, posteriormente, substituído pelo osso maduro.
b.
OSSO MADURO (ou lamelar): Caracteriza-se pela disposição concêntrica
das camadas microscópicas ou lamelas e pela formação dos sistemas haversianos ou
ósteons, ficando dispostos de forma alinhada para a perfeita circulação do sangue no
interior da densa camada cortical. Os ossos corticais e esponjosos são também classificados
como ossos maduros (SALTER, 2001).
Como já observado, um mesmo osso pode ser composto por parte de tecido
trabecular e parte de tecido cortical. Durante o crescimento e desenvolvimento do osso, o
tecido ósseo é depositado de maneira a maximizar a resistência do osso. Tomando, como
exemplo, o osso longo, o desenvolvimento de uma diáfise oca, com densidade e espessura
maiores que nas epífises, é explicado pelo fato desta estar sujeita a maiores cargas devido à
aplicação de forças por inclinação, torção e pressão. Por outro lado, as diáfises são menos
elásticas que as epífises, já que é essencial este componente para o amortecimento
(transmissão de pressão) ou minimização das pressões e impactos sofridos pelas
articulações. Estas diferenças se dão pela alteração da concentração e formação do tecido
ósseo nestas estruturas: as epífises são compostas por osso compacto e se fundem, nas
extremidades, para osso trabecular (WATKINS, 2001).
17
Figura 6
A unidade básica estrutural do osso compacto é o sistema de Haversian ou ósteon.
No centro de um ósteon há uma artéria ou veias, e vasos sangüíneos são conectados pelos
canais de Volkmann (FUNG, 1993).
18
Figura 7
Os ósteons formam uma coluna de osso consistindo de 3 a 9 camadas concêntricas
de osso, circundando um canal haversiano. Os anéis concêntricos de osso são as lamelas; o
canal haversiano é central. Importante ressaltar é que as lamelas são formadas com fibras
de colágeno e sal ósseo entre elas, o que lhes dão as propriedades de resistência (rigidez) e
elástica (WATKINS, 2001).
19
Figura 8
A mecânica e a morfologia do ósteon diferem quanto aos ossos primários e
secundários. Os ósteons primários parecem ter canais vasculares menores e menos lamelas
comparados aos ósteons secundários, por isso serem maiores que eles. No
ósteon
secundário, o grande canal central corresponde ao Canal de Haversian. A grande diferença
talvez seja que o ósteon primário não apresenta linhas de cimento (linhas reversas) por não
desenvolverem remodelagem óssea (NIGG & HERZOG, 1999).
20
Figura 9
21
Capítulo II
MECÂNICA DOS TECIDOS ÓSSEOS
22
CONSIDERAÇÕES INICIAIS
Inicialmente, ao pensarmos acerca das propriedades mecânicas de qualquer
material, seja este biológico ou não, devemos compreender algumas características que
consideramos como sendo básicas ao entendimento deste capitulo.
A disciplina da
mecânica, uma subárea da ciência Física, lida com os efeitos das forças sobre os materiais
(Cowin, 2001). O que nos concerne neste capítulo é a mecânica dos objetos deformáveis,
em particular dos ossos.
CONCEITOS BÁSICOS DE BIOMECÂNICA APLICADOS A MATERIAIS
BIOLÓGICOS
Segundo Cowin (2001), os ossos são objetos físicos que obedecem às leis da
mecânica. As primeiras leis da mecânica, no que concerne a objetos deformáveis, como os
ossos, são as três leis de movimento, de Sir Isaac Newton (1687), e a lei da elasticidade de
materiais sólidos descritos por Robert Hooke (1678). Porém, antes de referenciarmos as leis
básicas da mecânica newtoniana, é necessário delinearmos certos conceitos.
Um conceito básico inicial para tal discussão seria o conceito de elasticidade; para
tratar destes conceitos devemos recorrer à obra de Timoshenko (1958), na qual o autor
coloca que:
“A propriedade dos corpos voltarem à forma original, após a retirada da carga é
chamada de elasticidade”.
E ainda:
“Admitamos que um corpo é composto de pequenas partículas ou moléculas, entre
as quais estão atuando forças. Estas forças moleculares opõem-se à mudança de forma que
as forças exteriores tendem a produzir. Se estas forças exteriores são aplicadas no corpo,
suas partículas deslocam-se e os deslocamentos mútuos continuam até que seja
estabelecido um equilíbrio entre as forças interiores e exteriores. Diz-se então que um
corpo está em estado de deformação”.
23
A partir destas colocações e de conceitos clássicos da mecânica, podemos concluir
que a capacidade elástica de um corpo depende da energia potencial de deformação, na
qual, quando as forças externas a que este corpo está sendo submetido cessarem, ou forem
gradualmente reduzidas, a energia potencial de deformação, que pode ser recuperada sob a
forma de trabalho exterior, irá fazer com que o corpo retorne totalmente ou parcialmente a
sua forma inicial.
Sabemos, também, que a mecânica clássica ou mecânica newtoniana é por vezes
criticada no meio científico, isto devido ao fato desta não ser aplicável da mesma maneira a
qualquer sistema de referência. Essa crítica fica muito clara no princípio da relatividade
restrita ou princípio da relatividade einsteiniana:
“As leis da física devem ser as mesmas quando se passa de um sistema de
referência a outro, animado, em relação ao primeiro, de um movimento de translação
retilíneo e uniforme” ( Fonseca, 1968).
Podemos concluir com isso que a mecânica clássica possui algumas limitações,
porém também sabemos de suas aplicabilidades. Neste sentido, Batista (1996), ao discutir a
questão da mecânica clássica no campo da biomecânica, apresenta a possibilidade de se
trabalhar com conceitos simplificados no processo de ensino-aprendizagem. Da mesma
forma que autores como Hall trabalham alguns conceitos simplificados, como é o caso do
conceito de rapidez, ao introduzir o conhecimento da Biomecânica. Neste caso em questão,
uma proposta de progressão pedagógica é seguida na área de conhecimento da
biomecânica, não que este conhecimento esteja errado em sua natureza, mas que a margem
de erro gerada por tal procedimento não é significativa, se a natureza do conhecimento for
respeitado.
Esta questão, segundo Batista (2001), tem a ver com a aplicabilidade do
conhecimento. O autor parte do princípio de que aplicabilidade seja uma qualidade do
conhecimento científico, um valor epistemológico. A aplicabilidade denota a possibilidade
de um determinado grau de conhecimento especifico ser usado em uma atividade de
contexto prático, promovendo resultados positivos no processo. Neste sentido, a mecânica
clássica tem total validade em nosso campo de conhecimento, se formos cautelosos em sua
aplicação. Dessa forma, Lopes Apud Fonseca (ano) coloca que os princípios da mecânica
são válidos se não forem aplicados a fenômenos óticos e eletromagnéticos. Concluímos,
24
então, para a especificidade dos conhecimentos tratados por nós neste estudo, que a
mecânica clássica é válida às aplicações que aqui propomos.
Retomando a mecânica newtoniana, que será objeto de nosso estudo, as seguintes
leis de Newton são a base da mecânica clássica:
1- O corpo se mantém parado ou em movimento a uma velocidade constante em
linha reta, a não ser que este seja submetido a uma força. Este princípio é
conhecido como lei da inércia (Cowin, 2001). Já segundo Hall, S.J. (1991)
inércia no sentido amplo significa resistência à ação ou à alteração. Da mesma
forma, a definição mecânica é de resistência à aceleração. Inércia é a capacidade
de um corpo manter seu estado atual de movimento, estando ele parado ou
movendo-se a uma velocidade constante. Embora a inércia não tenha unidades
de medida, a quantidade de inércia que um corpo possuí é diretamente
proporcional a sua massa (Smith et al. 1997).
2- Quando uma força age sobre um objeto, a aceleração experimentada pelo objeto
é inversamente proporcional a sua massa, diretamente proporcional à magnitude
da força, e ocorre no sentido da força. Conseqüentemente, para uma massa
constante, quanto maior a força, maior será a aceleração e, para uma força
constante, quanto maior a massa, menor a aceleração (Watkins, 2001) . A força
total atuando sobre um corpo também pode ser descrita como sendo igual à
massa deste corpo, vezes a sua aceleração; isto é f = ma, na qual f e a são
vetores orientados na mesma direção (Cowin, 2001).
3- Se um corpo exerce força em um segundo corpo, o segundo corpo exerce uma
força no primeiro que é de igual magnitude e direção, porém de sentido oposto ao
da primeira força. Esta é a lei da ação e reação (Cowin, 2001).
A lei de Hook (1678 apud Cowin 2001) diz que existe uma relação linear entre a
força aplicada e a deformação de um objeto sólido. Segundo Timoshenko (1958), esta lei
foi determinada através de experiências diretas relativas à distensão de barras prismáticas;
estabeleceu-se, para vários materiais estruturais, que o alongamento de barra, entre certos
limites, é proporcional à força de tração. A lei experimental de Hook pode ser representada
pela seguinte equação:
į = Pl ⁄ AE
25
Na qual: P = força que produz a distensão da barra; l = comprimento da barra; A = área da
seção transversal da barra; į = alongamento total da barra; E = constante elástica do
material, chamado módulo de elasticidade.
As leis de Newton e Hook formam os alicerces da mecânica dos objetos elásticos. O
comportamento mecânico dos ossos em situações normais e patológicas é um tanto quanto
similar ao comportamento mecânico de qualquer objeto elástico (Cowin, 2001).
Para melhor compreensão do que venha a ser força, tomemos como parâmetro as
conceituações abaixo propostas:
Watkins (2001) conceitua força como “aquilo que altera ou tenta alterar o estado
de movimento de um corpo”. Barhan (1978) a conceitua como sendo “Simplesmente,
qualquer influência que apresente tendência de causar ou alterar o estado de movimento
ou a forma de um corpo”. Zatsiorsky (2002) conceitua força como “a medida de ação de
um corpo em outro. Força é um vetor quantitativo. A força pode ser tratada como um vetor
fixo, que é definido por sua magnitude, direção, sentido e ponto de aplicação. Quando a
força é considerada um vetor deslizante, a linha de ação da força mais do que o ponto de
aplicação define a força. Forças são consideradas vetores deslizantes quando o corpo de
interesse é rígido e a resultante dos efeitos externos são investigadas mais do que as forças
internas e a deformação”.
A partir desses conceitos, podemos classificar as forças em externas e internas.
Segundo McGinnis (2002), “As forças internas são aquelas que agem dentro do objeto ou
sistema cujo movimento está sendo investigado” e “as forças externas são as forças que
agem em um objeto como resultado de sua interação com o ambiente que o circunda”.
Porém é importante mencionarmos a ressalva que Nigg et al. (2000) realizam ao conceituar
o que venha a ser força externa e interna. Os autores colocam que a notação interna e
externa depende do sistema de interesse, que é determinado de maneira arbitrária. Sendo
assim, as forças são definidas como sendo externas ou internas, dependendo do sistema de
referência de interesse. As forças externas podem, ainda, ser classificadas como de dois
tipos: forças de contato e forças de campo. (Watkins, 2001; Zatsiorsky, 2002; Hall, 2000).
Segundo Watkins (2001), “as forças de contato resultam do contato físico entre os
objetos e as forças de atração tendem a fazer com que os objetos movam-se um em direção
26
ao outro, estando ou não em contato”. Neste caso a conceituação proposta pelo autor
necessitaria de relacionar uma terceira força que seria a força de repulsão, que está
relacionada com o eletromagnetismo, sendo que esta não será por nós, aqui, abordada.
Ao discutirmos acerca dos efeitos das forças em materiais biológicos,
principalmente nos ossos, conceitos como stress e strain6 são essenciais para uma
abordagem mais aprofundada. Neste sentido, El Haj & Thomas (1994) conceituam a
implicação de uma força mecânica (ou carga) podendo, simplesmente, ser descrita como a
deformação da forma ou das dimensões de um material (strain). A força a que este
material resiste a essa deformação é, então, denominada stress (Frost, 1988 apud El Haj &
Thomas, 1994). Segundo Cullinane & Einhorn (2002), strain pode ser conceituado como
“a medida de deformação resultante de qualquer stress, quando normalizada pela
configuração original do espécime, é chamada strain. Strain não é uma grandeza
dimensional e pode ser expresso como o percentual de alteração da dimensão original ou
configuração angular desta estrutura”. E conceituam stress como sendo uma força interna
de um corpo que tende a resistir a uma força externa. Segundo os autores:
“Stress é igual em magnitude, mas oposto em sentido à força aplicada e é
distribuído sob a área da seção transversa do osso. Isto é expresso em unidades de força
(N) por unidades de área (m²)“ (Cullinane & Einhorn, 2002: 18). Esta relação pode ser
expressa pela formula:
ı=F/A
Em que: ı = stress; F = força que está sendo aplicada; A = área da seção transversa do
corpo.
Ao revermos a obra de Currey (1984), verificamos que o autor ressalta o fato de
que, primeiramente, strains se referem a alterações no comprimento em direções
particulares e, em segundo lugar, que os strains nos dizem nada, diretamente, sobre as
forças que os causaram. Porém, podemos utilizar essas alterações na dimensão,
posicionamento, estado de movimento ou forma dos materiais, para estimar a que forças
estes materiais foram submetidos. Este procedimento é conhecido como análise dinâmica
6
Optamos neste estudo, por utilizar algumas nomenclaturas em inglês, devido ao fato de não termos uma
nomenclatura bem determinada de certas terminologias em português.
27
inversa7 e é um procedimento comumente utilizado no campo de conhecimento da
biomecânica (Hamill e Knutzen, 1999; Rose & Gamble, 1998; Viel, 2001; Enoka, 2000).
Convém lembrarmos que alguns fatores envolvidos na aplicação de forças
influenciam as repostas dos corpos a cargas8. Esses fatores podem ser descritos como
sendo a magnitude, localização, direção, freqüência, duração, variabilidade e ritmo de
aplicação da força. E, dependendo de como algumas destas características são manipuladas,
as cargas a que os corpos são submetidos podem ser classificadas como uniaxiais ou
multiaxiais (Whiting & Zernicke, 2001).
Com relação aos tipos de stress, estes são geralmente classificados como tensão,
compressão e cisalhamento (Watkins, 2001; Whiting & Zernicke, 2001). O stress por
tensão se desenvolve em resposta a cargas que tendem a alongar ou esticar o tecido. A
compressão resulta de uma carga que empurra as extremidades do tecido, fazendo com que
elas se aproximem. O cisalhamento ocorre quando forças em paralelo agem sobre um corpo
de maneira a produzir uma angulação ou um deslizamento entre as duas superfícies
(Zernicke & Whiting, 2001).
7
Análise dinâmica inversa pode ser conceituada como uma abordagem que calcula as forças a que um corpo
foi submetido, através das alterações apresentadas por este corpo (Zatsiorsky, 1998).
8
Carga – uma força ou combinação de forças aplicadas a um corpo (Watkins, 2001).
28
Figura 10
Figura 11
29
PROPRIEDADES ELÁSTICAS DOS OSSOS
Materiais biológicos possuem uma complexa relação entre stress e strain. A pele,
por exemplo, se deforma rapidamente quando submetida a cargas relativamente baixas,
enquanto que os ossos possuem, consideravelmente, uma maior resistência interna e com
isso apresentam uma menor tendência de deformação (Zernicke & Whiting, 2001).
Os ossos, como qualquer outro material na natureza, quando submetidos a forças,
podem apresentar aceleração, deformação ou ambas. De certa forma, uma força
externamente aplicada pode ser direcionada em qualquer ângulo, produzindo padrões de
stress complexos. O stress de inclinação (bending stress), por exemplo, é produto da
combinação de forças de tensão do lado convexo da estrutura ou material, e compressão do
lado côncavo. A torção produz stress de cisalhamento (shear stress) por todo o
comprimento do material, no qual o stress de tensão o alonga e o stress de compressão o
encurta. Inclinar em duas direções simultaneamente, mesmo que agindo em uma forma
regular de feixe cantiléver9, pode ser combinado para criar um padrão de stress ainda mais
complexo. Estes efeitos complicadores são ainda mais aparentes em formas irregulares
como, por exemplo, nos ossos (Cullinane & Einhorn, 2002).
9
Feixe cantiléver – feixe projetando-se de uma parede ou de uma estrutura estável para dar suporte (Santos,
S.M.G., 1959).
30
Figura 12
31
Um estudo realizado por Liu et al. (1999) pesquisou as propriedades mecânicas
anisotrópicas do osso lamelar, usando miniaturas de amostras de inclinação cantiléver. As
variáveis pesquisadas foram o módulo de flexão e a resistência até o ponto de ruptura das
amostras de tecido ósseo lamelar circunferencial da tíbia de babuínos. Os dados foram
obtidos de amostras em três direções ortogonais que demonstraram características
anisotrópicas. As vantagens de tais amostras em miniatura (150 µm de diâmetro e 2 mm de
comprimento) incluem a possibilidade de coleta em volumes consideravelmente pequenos
com estruturas heterogêneas, como ossos osteonais (osteonal bone), ou estudar materiais
biológicos, que não são avaliáveis em grandes volumes para análises mecânicas
convencionais.
Quando relacionamos as cargas a que os ossos são submetidos e a deformação
apresentada pela estrutura óssea, o resultado pode ser graficamente demonstrado na forma
de uma curva da carga em função da deformação. Essa curva é conhecida por curva cargadeformação e é muito boa para dar uma idéia grosseira do que está acontecendo, mas não
nos permite atribuir quaisquer valores a variáveis que nos diriam alguma coisa sobre as
propriedades mecânicas da peça em teste. Isto, porém, pode ser facilmente remediado. A
força / (área da seção transversa) é a normal do stress agindo por toda a seção, na qual não
há stress de cisalhamento. Similarmente, o aumento do comprimento da parte da peça de
teste que está sendo mensurada, dividida pelo comprimento original, é o strain. Então a
curva de carga-deformação pode, com um mínimo de aritmética, ser transformada em uma
curva stress-strain, sendo que esta simplicidade não pode ser aplicada a sistemas de cargas
mais complexas como inclinação e torção (Currey, 1984).
32
Figura 13
Em um teste típico de encurvamento, quando um osso é submetido a uma carga
inicial, a curva de carga-deformação é côncava na direção do eixo da carga. À medida que a
carga aumenta, a carga e a deformação aumentam de maneira relativamente linear,
obedecendo à lei de Hook. A inclinação desta região linear está relacionada com a rigidez
do osso, que é uma medida de resistência ao encurvamento. O limite proporcional marca o
final da região linear. No caso do osso compacto, o limite proporcional e o limite elástico
em geral estão intimamente relacionados. O limite elástico demarca a transição entre o
comportamento elástico do osso e sua região plástica. Quando a resposta do osso penetra na
região da deformação plástica, aumentos cada vez menores na carga produzirão aumentos
33
cada vez maiores na deformação dessa estrutura. No caso desta carga parar antes de
alcançar o ponto de falha ou ruptura, porém já tiver alcançado a região de deformação
plástica, o material não mais retornará a sua forma original (Whiting & Zernick, 1998).
Neste sentido, um estudo importante foi realizado por Osvalder et al. (1990) que
procuraram estimar a força máxima de resistência da coluna lombar em flexão. Este estudo
determinou que o conteúdo mineral ósseo nas vértebras aparenta ser um bom indicador da
resistência máxima destes ossos. A aplicabilidade de tal estudo seria o de servir como
ferramenta esclarecedora para as respostas da coluna lombar a cargas, de maneira a
esclarecer a biomecânica de certos acidentes como, por exemplo, acidentes automotivos.
Este estudo é um exemplo de aplicações das curvas de carga-deformação e de stress-strain
na pesquisa do comportamento mecânico das estruturas ósseas.
As informações obtidas pela curva stress-strain devem ser consideradas, mas não
podem ser incondicionalmente generalizadas. Os ossos, como a maioria dos materiais
encontrados na natureza, são anisotrópicos. Um material é anisotrópico se suas
propriedades mecânicas são diferentes, quando mensuradas em diferentes direções (Nigg &
Herzog, 1999). É importante precisarmos o fato de que a curva stress-strain de um material
anisotrópico é determinada pelo valor do módulo de Young10 em uma direção, mas pode ser
diferente em diferentes direções (Currey, 1984). Segundo Nigg & Herzog (1999), as
propriedades mecânicas dos ossos diferem de acordo com sua função, localização,
morfologia e a direção da carga a que este material está sendo submetido.
Análises da resistência dos ossos podem ser realizadas de maneira semelhante a
muitos materiais da engenharia (Fung, 1993). Segundo Cowin (2001), o teste
universalmente utilizado para determinar as propriedades mecânicas de um material é o
teste de tensão uniaxial. Nesse teste, uma amostra do material, na forma de uma haste com
uma seção transversa quadrada ou circular, é sujeita a uma deformação axial no sentido de
seu eixo longitudinal.
10
Modulo de Young – é o valor da representação gráfica do ponto onde ocorre a inflexão inicial da curva
stress-strain. Este é uma propriedade dos materiais de modo que independe do tamanho da amostra para ser
mensurado (Cowin, 2001). Podendo ser representado matematicamente pela formula: E = ı / İ Na qual, E =
modulo de Young; ı = stress; İ = alongamento da haste por unidade de comprimento. (Timoshenko, 1958)
34
Cowin (2001) sugere, para este teste, uma representação mais simplificada de strain
como uma matriz simétrica dos componentes tensores, a qual é denotada por E:
ª E11 E12 E13 º
E= «« E12 E 22 E 23»»
«¬ E13 E 23 E 33»¼
Os elementos E11, E22 e E33 na diagonal da matriz são chamados de strain
normal, e os elementos fora da diagonal E12, E13 e E23 são chamados de strain de
cisalhamento. No teste de tensão, outra propriedade a ser comentada é a razão Poisson, que
é a tendência de um material sólido manter seu volume total quando é deformado (Cowin
2001). No advento da realização do teste de tensão, os lados da haste irão apresentar uma
tendência de aproximação e a parte superior e inferior da haste uma tendência de se afastar.
Em outras palavras, o prolongamento produzido pela força axial f1 será acompanhado pela
contração em cada uma das direções transversais. Essa contração é chamada de strain
lateral na direção associada. Também há um strain na direção e2 e outro na direção e3. O
valor absoluto da razão entre o strain lateral e o strain axial é chamado de razão Poisson;
então, duas razões Poisson podem ser definidas como duas contrações laterais (Cowin
2001):
v12 = -E22 / E11, v13 = -E33 / E11.
Esta propriedade é muito importante para uma compreensão do comportamento
mecânico dos materiais e, principalmente, no estudo do comportamento mecânico, quando
estes materiais estão submetidos a cargas dinâmicas.
35
Figura 14
Logo, ao determinarmos a relação stress-strain de uma amostra óssea, devemos
levar em consideração suas propriedades anisotrópicas. Neste sentido, Schneck & Bronzino
(2000), nos alertam para o fato de que a propriedade anisotrópica do tecido ósseo cortical
tem sido descrita na forma de dois arranjos simétricos. O que aparenta, inicialmente, ir de
encontro aos métodos de tratamento que seriam mais adequados às características do
material biológico, objeto de nosso estudo, os ossos. Lang (1969), Katz e Ukraincik
(1971), e Yoon & Katz (1976,a,b) Apud Schneck & Bronzino (2000) consideram o osso
como sendo transversalmente isotrópico11, e os eixos de simetria como sendo um único
eixo. Qualquer pequena diferença entre os eixos longitudinal e transverso, devido ao
aparente gradiente de porosidade do lado do periósteo e do endósteo, foi desconsiderada
por ocorrer essencialmente devido a imperfeições do tecido, o que não altera a simetria
básica. Para um material isotrópico, a matriz Cij é dada por:
11
isotrópico – são materiais que apresentam as mesmas propriedades elásticas em todas as direções.
(Timoshenko, 1958)
36
0
0
0 º
ª C11 C12 C13
«C12 C11 C13
0
0
0 »»
«
«C13 C13 C 33
0
0
0 »
[Cij]= «
»
0
0 C 44
0
0 »
« 0
« 0
C 44
0
0
0
0 »
«
»
0
0
0
0
C 66¼»
¬« 0
Onde C66 = ½ (C11 – C12). Dos doze coeficientes diferentes de zero, somente
cinco são independentes.
De qualquer forma, Van Buskirk & Ashman (1981 apud Schneck & Bronzino,
2000) usaram pequenas diferenças nas propriedades elásticas dos materiais entre os eixos
longitudinal e sagital, para postularem que os ossos são materiais ortotrópicos. Isto requer
que nove das doze constantes elásticas sejam independentes.
Logo, a matriz pode ser representada da seguinte forma:
0
0
0 º
ª C11 C12 C13
«C12 C 22 C 23
0
0
0 »»
«
«C13 C 23 C 33
0
0
0 »
[Cij]= «
»
C 44
0
0
0
0 »
« 0
« 0
C 55
0
0
0
0 »
«
»
C 66¼»
0
0
0
0
¬« 0
Figura 15
37
Figura 16
A simetria ortotrópica pode ser compreendida como a propriedade mecânica
possuída por um material à semelhança de uma amostra de tecido de vegetal de uma árvore.
A cada ano um novo anel laminado se forma ao redor do núcleo central, e os eixos do
material simetricamente se alinham nas direções tangente e normal ao crescimento dos
anéis ou laminas, de maneira a alongar o eixo do cilindro da árvore. Muitos tecidos de
plantas, tecido ósseo e produtos de certas laminações industriais e processos de formação
de metais apresentam o mesmo tipo de simetria. Formalmente, simetria ortotrópica, pode
ser conceituada por três planos mutuamente perpendiculares de simetria espelhada. As
normais destes três planos formam o sistema de coordenadas simétricas da simetria
ortotrópica e, relativo ao sistema de coordenadas, existem apenas nove constantes elásticas
ortotrópicas independentes (Cowin 2001).
Ao estudarmos materiais anisotrópicos devemos levar em consideração que sua
representação matricial possui vinte e uma (21) constantes elásticas independentes,
podendo ser representada por:
38
ª C11
«C12
«
«C13
[Cij]= «
«C14
«C15
«
¬«C16
C12 C13 C14 C15 C16 º
C 22 C 23 C 24 C 25 C 26»»
C 23 C 33 C 34 C 35 C 36 »
»
C 24 C 34 C 44 C 45 C 46»
C 25 C 35 C 45 C 55 C 56 »
»
C 26 C 36 C 46 C 56 C 66¼»
O que acaba por acarretar uma relação altamente complexa para o controle e
tratamento destas variáveis. Isto faz com que este tipo de modelo seja utilizado somente
quando imprescindível à compreensão do comportamento mecânico das estruturas, objeto
de estudo (Rubin et al. 1993). O que talvez esteja relacionado com o grande número de
trabalhos que estudaram as estruturas ósseas de maneira simplificada, analisando-as como
estruturas isotrópicas (Spilker et al.,1992).
39
Figura 17
40
MODELANDO O COMPORTAMENTO ELÁSTICO DOS OSSOS
Para que seja possível compreender o que representa o uso de um ou outro modelo,
no entendimento de um determinado fenômeno, faz-se necessário conceituar de maneira
clara o que venha a ser tal procedimento.
Neste sentido, segundo Nigg & Herzog (1999) “modelar é a tentativa de
representar a realidade, é comumente utilizado quando o entendimento de um determinado
fenômeno se torna difícil. Um modelo aparenta ser uma ferramenta poderosa para
aumentar a compreensão dos mecanismos, e foi aplicado, comumente, em muitas situações
diárias e ou em situações de pesquisas. O poder de modelagem é incrementado
reconhecidamente em pesquisas no campo da biomecânica. Modelar, combinado com
dados experimentais, se torna uma poderosa ferramenta científica”.
Podemos notar na literatura pesquisada, que existem diversas abordagens para o
estudo dos tecidos ósseos, dependendo da complexidade dos modelos, das diferenças
morfofuncionais e mecânicas das amostras pesquisadas, entre diversas outras razões.
Miller et al. (2002) realizaram um estudo no qual a adaptação do osso trabecular foi
pesquisada, utilizando um modelo de material ortotrópico. Neste estudo, os autores criticam
o fato de que a maioria dos algoritmos de adaptação, que tentam explicar a conexão entre a
morfologia óssea e cargas mecânicas, assumem que os ossos são efetivamente isotrópicos.
Segundo os autores, um modelo de material isotrópico pode explicar a distribuição da
densidade óssea, mas não a estrutura e o padrão do osso trabecular, que claramente
apresenta uma significância mecânica. Por esses motivos os autores optaram por utilizar um
modelo de material ortotrópico para predizer as propriedades do osso trabecular da porção
proximal do fêmur. Os achados de tal estudo demonstraram que a resistência direcional
local, o grau de anisotropia e a distribuição da densidade são comparáveis à morfologia real
de um fêmur. Logo, este algoritmo proposto pelos autores se mostrou comprovadamente
válido para predizer alterações reais em ossos.
Cowin (2001) analisou um estudo de Sevostinov & Kachanov que descreve a matriz
óssea como sendo isotrópica. Os autores do estudo sugerem que, se as particulares
constantes elásticas forem mensuradas, então será possível calcular a porosidade de
41
diferentes tipos de cavidades: canais haversianos (haversian canals), lacunae do osteon
(osteons lacunae), canais e canalículos de Volkmann (Volkmann’s canals/canaliculi).
Cowin (2001) ressalta o fato, que é de conhecimento geral, que os ossos são estruturas
elasticamente anisotrópicas. Porém a maioria dos achados sobre a anisotropia óssea não
explicita distinção entre anisotropia da matriz e anisotropia de todo tecido ósseo. O que
Sevostinov & Kachanov realizaram foi produzir resultados que sugerem não ser necessário
considerar a matriz como sendo nada mais do que isotrópica. Porém, se a contribuição da
matriz para a anisotropia é substancial, isto poderá fazer com que o cálculo da porosidade
de diferentes componentes, sugeridos por Sevostinov & Kachanov, seja extremamente
difícil, se não impossível.
Outro importante estudo, realizado por Augat et al (1997), no qual foram analisadas
97 amostras cúbicas de osso trabecular humano, através de tomografia computadorizada,
objetivou determinar a correlação entre as propriedades anisotrópicas de várias amostras de
ossos e a densidade mineral óssea (BMD). O estudo teve como resultados evidências de
que existe uma relação entre propriedades mecânicas dos ossos e a BMD, a qual se
apresentou maior em locais onde a anisotropia era menos pronunciada (porção proximal do
fêmur) ou um tanto mais uniforme (vértebras). Os achados sugerem que a BMD pode ter
um maior sucesso para determinar as propriedades mecânicas na principal direção de carga,
o que tem grande relevância em uma perspectiva de aplicação clínica.
Ao buscarmos trabalhos que revisassem a temática deste capítulo, encontramos na
obra de Schneck & Bronzino (2000) uma excelente fonte de referência. Os autores
realizaram uma revisão do assunto de 1964 a 1993. A apresentação de tal temática segue
uma perspectiva histórica dos estudos.
Segundo os autores, “Currey (1964) foi o primeiro pesquisador a apresentar idéias
preliminares sobre a modelagem óssea como um material composto de uma simples linear
sobreposição de colágenos e cristalline calcium hydroxyapatite. O mesmo autor alguns
anos depois (1969) tentou estudar a orientação desses cristais usando um modelo proposto
anteriormente por Cox (1952) para compostos fibrosos reforçados. Katz (1971) e
Piekarsky (1973) mostraram que modelos compostos apresentavam certas limitações no
uso de combinações lineares no estudo do módulo elástico ou comportamento elástico”.
42
Schneck & Bronzino (2001), ao analisar os estudos de Bonfield e Grynpas (1977),
que compararam seus resultados experimentais para o módulo de Young com a curva
teórica predita pelo modelo de Currey (1969), repararam que a falta de acordo entre os
estudos, levou Bonfield e Grynpas a concluírem que se fazia necessário um modelo
alternativo que levasse em consideração a dependência na orientação do módulo de Young.
Esta tentativa inicial de um modelo hierárquico micro-mecânico das estruturas ósseas vem
sendo estudado de maneira mais sofisticada, usando tanto modelos computacionais micromecânicos de elementos finitos (Hogan 1992) quanto a teoria da homogenização proposta
por Crolet et al. (1993).
Com base na revisão realizada por nós e na obra de Schneck & Bronzino (2001),
podemos concluir que maiores melhorias deverão ser realizadas para que haja um melhor
entendimento da estrutura organizacional dos tecidos ósseos em um nível molecular e
estrutural. Até que isso ocorra, estaremos passíveis de cometer graves erros no processo de
modelagem e no estudo do comportamento mecânico de tais estruturas.
43
PROPRIEDADES VISCOELÁSTICAS DOS OSSOS
Os ossos, da mesma forma que todos os outros tecidos biológicos, são materiais
viscoelásticos. Para estes materiais, a lei de Hook para materiais elásticos lineares pode ser
substituída pela equação constitutiva que inclui uma dependência temporal na propriedade
do material (Schneck & Bronzino 2000).
Segundo Cullinane & Einhorn (2002), “Um material viscoelástico exibe diferentes
propriedades mecânicas quando o fluxo do material é submetido à manutenção de um
stress em diferentes taxas de cargas”.
Para que seja possível uma melhor compreensão desta propriedade, podemos
realizar uma analogia com a água. Imagine que um indivíduo coloque a mão vagarosamente
em um recipiente cheio de água. O que ocorrerá será que sua mão submergirá no meio
líquido, sendo que este não apresentará grande resistência. Porém, se o indivíduo der um
tapa na superfície da água, irá encontrar grande resistência. Este fenômeno advém do fato
de que o material (água, neste exemplo) de certa forma flui sob uma carga aplicada. Então,
se aumentarmos a razão da carga ou strain, reduziremos o tempo para que o material flua,
aumentando o módulo elástico do material, enquanto reduzirá significativamente a rigidez
definitiva (Cullinane & Einhorn 2002).
A resposta de um material viscoelástico é sempre tempo-dependente. Entretanto, a
resposta real depende do tipo de carga. Quando um material viscoelástico for submetido a
uma pressão constante (menor que a fadiga por complacência12), deforma assintoticamente
com o tempo – ele gradualmente deforma-se em um índice progressivamente decrescente
até um ponto no qual a deformação cessa. Essa propriedade dos materiais viscoelásticos é
chamada de arrasto13. Se a carga for, então, removida, o material gradualmente restaura
suas dimensões originais (Watkins, 2001).
Se um material viscoelástico for deformado (dentro de sua amplitude elástica) e
então mantido na posição deformada, a pressão experimentada por ele diminui
12
Complacência – O inverso de dureza, deformação por unidade de pressão (Watkins, 2001).
Arrasto – A propriedade de materiais viscoelásticos de deformar-se assintoticamente a um carregamento
constante (Watkins, 2001).
13
44
assintoticamente com o tempo, até um momento no qual não ocorrerá mais diminuição da
pressão. Essa propriedade destes materiais é conhecida por relaxamento da pressão. Se a
carga for então removida, o material restaura gradualmente sua forma original (Watkins,
2001).
Para os materiais viscoelásticos, o presente estado de deformação não pode ser
determinado completamente, a não ser que toda a história de carga seja conhecida (Setton
et al., 1993). Um sólido linear elástico pode dizer que possui uma simples memória: ele se
lembra apenas de uma configuração, apenas o estado neutro, ou seja, sem deformação de
seu corpo. Materiais viscoelásticos não se comportam desta maneira, eles se lembram do
passado. A relação carga-deflexão de um material viscoelástico pode ser obtida pela
integral de convolação (Parsamian, 2001). A convolação de duas funções é
matematicamente definida por:
t
C (t )
f (t ) u g (t )
³ f ([ ) g (t [ )d[
0
Segundo Parsamian (2001), algumas características de materiais viscoelásticos são:
“(i) se submetidos a um stress constante, o strain aumenta com o tempo; (ii) Se o strain for
mantido constante, o stress reduz com o tempo (relaxamento da pressão); (iii) A rigidez
efetiva depende da razão da aplicação da carga; (iv) Se cargas cíclicas forem aplicadas,
histerese (atraso na fase) ocorrerá, levando a uma dissipação de energia; (v) ondas
acústicas experimentam atenuação; (vi) a restituição de um objeto seguido de um impacto
é menor que 100%; (vii) ocorre resistência de fricção durante o rolamento”.
Lakes e Katz (1974 apud Parsamian, 2001) aplicaram a superposição da integral de
Boltzman:
t
T ij (t )
³C
f
ijkl
(t W )
dH kl (W )
dW
dW
como uma equação que descreve o comportamento viscoelástico do osso em compressão e
concluíram que esta não se aplica a toda a amplitude de freqüência de cargas. Eles
estenderam este trabalho em uma série de artigos para condições de cargas de torção
biaxiais (Lakes et al., 1979 Apud Parsamian, 2001), concluindo que as equações não
45
lineares viscoelásticas constituídas eram a melhor descrição dos efeitos não lineares
observados experimentalmente.
Em atividades corriqueiras, os ossos são sujeitos a taxas de strain abaixo de 0.01/s,
nas quais o módulo de elasticidade do material e de força máxima do osso é
aproximadamente proporcional à taxa de strain elevada à potência de 0,06 (Einhorn et al.
1992, apud Cullinane & Einhorn 2002). Devido a essas características, a taxa de strain e a
direção em que a carga é aplicada devem ser especificadas, quando se descrevem as
características do comportamento do material ósseo (Cullinane & Einhorn 2002).
A complexa arquitetura dos ossos pode causar um comportamento viscoelástico,
ampliando os vários processos que ocorrem em determinadas escalas. Sasaki et al. (1993
apud Parsamian, 2001) argumentam que o colágeno na forma de proteína pode permitir um
aumento do comportamento viscoelástico. Com isso os autores especularam que o
comportamento de relaxamento de pressão pode ser devido ao colágeno.
Estudos realizados por Lakes & Saha (1979 apud Fung 1993) demonstraram em
uma escala grosseira, algumas variáveis, como as interfaces das junções celulares entre as
lamelas, que podem ser responsáveis por este comportamento viscoelástico. Outras
hipóteses foram levantadas, como a influência das propriedades piezoelétricas do osso,
porém nos estudos de Lakes e Katz (1979a apud Parsamian, 2001) tal propriedade
demonstrou-se não significativa para o comportamento viscoelástico ósseo.
Com base na revisão realizada em nosso estudo, os efeitos viscoeláticos dos tecidos
ósseos estão, consideravelmente, documentados, porém os mecanismos que contribuem
para este comportamento ainda se apresentam de maneira obscura na literatura. Para uma
melhor compreensão deste fenômeno e das variáveis que o determinam, ainda se faz
necessária uma série de estudos, e que alguns modelos, ainda utilizados, sejam revistos.
Somente a partir de um corpo de conhecimento sólido será possível compreender tal
fenômeno em sua total complexidade.
46
POROELASTÍCIDADE ÓSSEA
Segundo Cowin (1999), a poroelasticidade é uma teoria bem desenvolvida da
interação das fases fluida e sólida de um meio poroso de fluidos saturados. Esta
propriedade é amplamente utilizada em geomecânica e tem sido aplicada ao osso por
muitos autores nos últimos 30 anos.
A aplicação da poroelasticidade a estruturas ósseas difere da forma de aplicação a
tecidos moles de duas importantes maneiras. Primeiramente, as deformações nos ossos são
pequenas se comparadas com as que ocorrem em tecidos moles, consideravelmente
grandes. Em segundo lugar, o módulo de bulk da matriz óssea mineralizada é
aproximadamente seis vezes mais rígido que o de um fluido, enquanto que o módulo de
Bulk do tecido mole da matriz, e da água contida nela, é quase o mesmo. A
poroelasticidade e a eletrocinese podem ser usadas para explicar os potenciais gerados por
strain em ossos úmidos (Cowin, 1999).
O que fica evidenciado é que estes potenciais podem ser usados como uma
ferramenta efetiva em estudos experimentais acerca do fluxo local de fluídos nos ossos, o
que pode acabar por acarretar uma série de resposta às questões ainda não totalmente
esclarecidas como, por exemplo, os mecanismos de remodelagem óssea.
Biot (1941 apud Parsamian, 2001) generalizou a teoria da consolidação,
desenvolvida por Von Terzaghi, por estendê-la a uma perspectiva tridimensional e por
estabelecer equações válidas para qualquer variação arbitrária de carga por um determinado
intervalo de tempo. A teoria foi amplamente aplicada a problemas da mecânica de rochas.
Ossos humanos são um meio poroso de fluido-saturados, e a teoria do meio de Biot foi
aplicada ao osso por muitos autores em décadas passadas (Tate, 2001).
47
Figura 18
Um importante estudo, que recebeu uma atenção especial por nós, foi a pesquisa
desenvolvida por Steck et al. (2000), na qual os autores desenvolveram um modelo
matemático do deslocamento dos fluidos nos tecidos ósseos estimulados por cargas
mecânicas. O estudo teve como principal achado que o deslocamento dos fluidos é
influenciado pelo modelo de parâmetros do módulo de Young, razão Poisson e porosidade.
Este estudo representa para a área um grande passo em direção ao entendimento dos
deslocamentos dos fluidos nos ossos, quando estimulados por cargas mecânicas, usando
modelos teóricos, no qual o enfoque é o de entender a relação entre carga mecânica e
modelagem e remodelagem óssea, além de adaptações funcionais.
48
Capítulo III
RESPOSTAS ÓSSEAS A CARGAS
MECÂNICAS
49
MODELAGEM E REMODELAGEM ÓSSEA
O desenvolvimento do esqueleto depende de uma série de fatores, dos quais alguns
ainda não são totalmente compreendidos, principalmente no que diz respeito aos
mecanismos mecânicos que influenciam e regulam tal processo (Lyall & El Haj, 1994).
Por volta da terceira semana de vida uterina (dentro do útero), o esqueleto do
embrião inicia o seu aparecimento sob a forma de blocos e de placas de tecidos. Os blocos e
placas consistem em sua maior parte de cartilagem hialina. Pela oitava ou nona semana de
vida intra-uterina, as formas dos ossos embrionários são similares a seu formato adulto
eventual (Williams et al., 1995 apud Wilkins, 1999).
Podemos compreender modelagem óssea como sendo o acréscimo (formação) de
osso novo, enquanto que remodelagem envolve a reabsorção e a (re)formação do osso.
Existem algumas diferenças evidentes nos dois processos, como, por exemplo, o fato de
que a modelagem pode ocorrer em diferentes ritmos e constitui um processo contínuo que
pode ocorrer sobre qualquer superfície óssea para produzir um aumento efetivo do osso
(Whiting & Zernick 2001).
Figura 19
O processo de formação óssea é conhecido por ossificação ou osteogênese.
A
ossificação das membranas fibrosas descritas por Jee (2001) é chamada de ossificação
intramembranosa, e a ossificação da cartilagem hialina é chamada de ossificação
50
intracartilaginosa ou endocondral. Ambas as formas de ossificação são similares e
produzem o mesmo tipo de tecido ósseo (Watkins, 2001).
Segundo Sikavitas et al. (2001), o processo de crescimento ósseo começa com a
formação de ossos do tipo trançado (woven bone). Esse processo de formação óssea
endocondral, que ocorre inicialmente na embriogênese, começa quando as células tronco
mesenquimais (MSCs), células progenitoras que podem se diferenciar em osso ou em
células formadoras de cartilagem, iniciam a diferenciação em condrócitos e secretam matriz
cartilaginosa. Durante este período, as células continuam sua divisão. De modo que,
quando elas passam por diferentes estágios, secretam diferentes moléculas e,
eventualmente, perdem a capacidade de se proliferar. Também durante este período,
começam a surgir as camadas do periósteo por volta da metade do osso longo.
Rapidamente, após o aparecimento do primeiro osso, os condrócitos são envoltos pelo
periósteo, entrando no estágio final de desenvolvimento e começam a hipertrofiar os
condrócitos, que produzem proteínas importantes para a calcificação da matriz. Então,
células que promovem fagocitose degradam algumas células do periósteo ósseo e as
reabsorvem para o interior da matriz. Até este ponto do processo de desenvolvimento, o
tecido é avascular, mas, após a reabsorção da matriz, começam a aparecer os primeiros
capilares (Weinans et al., 1992; Sadegh et al., 1993). Ambas, vascularização e migração
fagocítea são mediadas por sinais bioquímicos, os quais são enviados pela matriz
cartilaginosa hipertrófica (Felig & Frohman, 2001).
As células que migraram para a cartilagem hipertrófica trabalham para criar uma
cavidade medular altamente vascularizada. Neste momento, uma nova gama de MSCs
começa a se diferenciar em osteoblastos (células formadoras do tecido ósseo) que
proliferam e passam a formar a matriz óssea e a cartilagem ossificada (Khan et al, 2001),
eventualmente até remodelam a camada do periósteo. Foi demonstrado que existem dois
principais pontos de regulação para o desenvolvimento dos osteoblastos (Caplan & Boyan,
1994, pud Sikavitas et al., 2001). Próximo ao final da proliferação dos osteoblastos, ocorre
o aumento da transcrição genética de proteínas associado com a matriz óssea (Currey,
1984). A calcificação da nova matriz sinaliza o movimento através do segundo ponto de
restrição, o qual aparentemente produz proteínas no novo osso maduro, assim como
osteocalcin (Rubin et al., 2001).
51
É importante estarmos alertas para o fato de que, durante a modelagem óssea, os
osteoclastos e os osteoblastos não são ativos ao longo da mesma superfície, sendo que a
absorção pode ocorrer ao longo de uma cortical e a deposição ocorre ao longo da outra. O
estímulo que desencadeia a modelagem ainda continua sendo obscuro (Whiting & Zernick
2001).
Um terceiro tipo de formação óssea é chamado de formação oposicional. Este
processo de formação ocorre durante o crescimento em espessura, ou perímetro dos ossos e
durante a remodelagem óssea. Neste caso, os osteoblastos se juntam aos ossos já existentes
e secretam matriz, geralmente em camadas. Todos esses três tipos ocorrem constantemente,
e um osso em particular pode ser formado através de qualquer um desses processos (Li,
2001).
Figura 20
52
Outro aspecto importante no que diz respeito à modelagem óssea é o processo de
calcificação. Quando ocorre a formação óssea, o predominante colágeno é secretado pelos
osteoblastos que estão realizando a calcificação. Os osteoblastos ficam separados pela
matriz de calcificação. Estes ficam presos em espaços chamados lacunas (lacunae). Os
osteoblastos presos são, a partir deste momento, denominados osteócitos (Wilmore &
Costil, 2001) e perdem gradualmente a capacidade de produzir matriz. Essas células se
comunicam com outros osteócitos, através de longos processos (caniliculi ou canalículos),
que são organizados apenas após a calcificação (Sikavitas et al., 2001).
Existe um atraso entre a criação da matriz óssea e a calcificação. A mineralização
do woven bone (osso trançado) ocorre de 24-74 horas após a criação da matriz. Existem
dois momentos da matriz de mineralização: transformar nucleação dos cristais de fosfato,
seguido do crescimento destes cristais (Nelson & Cox, 2000).
A
nucleação
pode
ocorrer
de
duas
maneiras:
homogeneamente
ou
heterogeneamente. A primeira é a formação de cristais através da supersaturação do
ambiente local se apropriando dos íons. Supõe-se que isto pode ocorrer nas vesículas da
matriz. Estas são formadas por uma membrana de vasos de origem celular. O transporte
ativo (bomba de íons) pode ser usado para aumentar a quantidade de cálcio e de fosfato nas
vesículas, para elevar a supersaturação. Em compensação, as vesículas da matriz podem
proteger intermediações instáveis, fazendo, desses pontos, locais perfeitos para a nucleação.
Cristais são encontrados primeiramente na face interna da membrana, isto talvez ocorra
devido a phosphastidylserine (PS), que é um fosfolipídio (Nelson & Cox, 2000), o maior
componente da membrana, conhecido por ter uma alta afinidade com o cálcio (Sikavitas et
al., 2001).
Se a formação cristalina nas vesículas da matriz for mediada por PS, isto pode ser
um exemplo de combinação de mecanismos de nucleação homogênea/heterogênea.
Nucleação heterogênea ocorre somente em superfícies onde há interação e onde os íons
reduzem o requerimento interfacial de energia, de modo que a nucleação possa proceder
em concentrações que são menor que a supersaturação. Para que isto ocorra, o agente
nucleador heterogêneo necessita ter uma forte afinidade com os íons do cristal e uma
favorável topografia, de modo que um cluster nuclear seja facilmente formado. O colágeno
53
sozinho não atende a nenhum destes requerimentos, porém certas proteínas não colágenas
(NCPs), como a osteonectin e algumas fosfoproteínas, apresentam uma alta afinidade por
cálcio (Sikavitas et al., 2001).
Quando o woven bone é formado e calcificado, é remodelado para formar o osso
lamelar maduro. Em grande escala, ambos woven bone e osso lamelar podem ser
encontrados tanto em ossos trabeculares quanto corticais (Nigg & Herzog, 1999). O osso
lamelar é gerado mais vagarosamente que o woven boné, e é menos mineralizado. As fibras
colagenas são mais finas e apresentam um direcionamento preferencial que altera entre
layers e lamelas. Essas lamelas podem ser depositadas em uma superfície plana ou
concentricamente, se forem adicionadas em volta de um vaso sanguíneo. Em um sistema
com lamelas concêntricas, os vasos sanguíneos são concentrados em um canal central
denominado canal haversiano (Haversian Canal) (Huiskes et al. 2000). Canalículos se
estendem do canal central de modo a poder nutrir osteócitos. Um canal central e os seus
osteócitos associados recebem a terminologia de osteon. O canal central eventualmente se
junta a um canal de Volkmann, que corre perpendicular aos canais centrais, e os conecta à
superfície do periósteo (Sikavitas et al., 2001).
O estágio final de remodelagem converte algum osso lamelar concêntrico em sistemas
haversianos (osteons secundários). A lamela próxima ao vaso sanguíneo é retirada e novo
osso é acrescentado concentricamente. Esta interface entre o osso novo e o antigo é a
cement line. É importante levarmos em consideração a diferença nas propriedades
mecânicas dos diversos tipos de osteons. Através de estudos, desde 1964, Ascenzi et al.
(apud Guo, 2001) realizaram um mapeamento das propriedades mecânicas elásticas para
stress de compressão e torção dos diversos tipos de osteons. Logo, para cálculos de
resistência a nível microscópico, é necessário levarmos em consideração tais achados.
54
Figura 21
Devido às áreas de sobreposição do osso com fibras colágenos orientadas de
maneiras diferentes, o osso lamelar/haversiano é menos flexível que o woven bone. No
osso lamelar concêntrico, a orientação dos osteons proporciona resistência à torção e
compressão. Quando o osso lamelar sofre uma fratura, isto geralmente ocorre ao longo da
cement line mais do que nos osteons, o que pode promover deflexão da propagação das
fissuras, de modo que a fratura em um osteon não é rapidamente espalhada por todo o osso
(Sikavitas et al., 2001).
O osso lamelar é formado pelo processo de remodelagem óssea, que é um processo
de combinado de formação e absorção óssea. As células primárias envolvidas neste
processo são os osteoblastos, formadores de tecido ósseo, e os osteoclastos que são células
que absorvem os ossos. O processo inicia-se com a absorção do osso velho, incluindo a
matriz e os osteócitos expirados. Os mecanismos que iniciam tal processo ainda são objeto
de estudos e ainda não são totalmente compreendidos (Ewers, 2001).
Segundo Sikavitas et al.(2001), o processo de remodelagem óssea pode ser
sintetizado em cinco fases distintas:
1. Estado de descanso: A superfície do osso é coberta por células inativas. Células
formadoras de osteoblastos estão presas na forma de osteócitos com a matriz
mineralizada.
55
2. Ativação: Estímulos hormonais ou físicos sinalizam monócitos mononucleares e
macrófagos para migrar até o local de remodelagem e se diferenciarem em
osteoclastos. Locais com microfraturas ou microdano aparentemente exibem uma
certa predisposição para a remodelagem óssea.
3. Reabsorção: Osteoclastos começam a remover material ósseo orgânico e mineral e a
formar uma cavidade de forma e dimensões características, chamadas de lacuna de
Howship, no osso trabecular, e cutting cone no osso cortical. Quando esta cavidade
alcança uma profundidade de aproximadamente 60 µm da superfície no osso
trabecular e 100 µm no osso cortical, a reabsorção no local cessa.
4. Reverso: Osteoclastos desaparecem e células macrófagos lisas mononucleares afins
reabsorvem a superfície, despejando uma substância similar cimentar que irá colar o
osso novo no velho. Pré-osteoblastos começam a aparecer. Esta fase é caracterizada
por fatores que estimulam os osteoblastos a se proliferarem, incluindo fatores do
crecimento como o insulin growfactor II (IGF-II e o TGF-ȕ).
5. Formação: Osteoblastos diferenciados preenchem a cavidade de reabsorção e
começam a formar novos osteons em um processo de dois estágios. Primeiramente
eles depositam osteoid (na sua maioria colágeno do tipo I). A taxa de colocação de
matriz é muito elevada no início, e os ostoblastos ficam densamente agrupados em
colunas. A mineralização do osteoid começa quando a cavidade está preenchida
com 20 µm de material, na qual a velocidade de deposição mineral, excede a taxa de
mineralização da matriz e continua, substancialmente, com uma taxa mais lenta,
mesmo após o termino da síntese da matriz, até que a superfície óssea alcance o
estado original de repouso.
56
Figura 22
57
MECANOTRANSDUÇÃO E TECIDO ÓSSEO
A capacidade dos tecidos ósseos em alterar sua massa e estrutura em resposta a
demandas mecânicas é uma propriedade conhecida há bastante tempo, porém os
mecanismos celulares envolvidos em tal processo continuam sendo pobremente entendidos.
Durante os últimos sete anos, muitos progressos foram realizados nessa área (Li, 2001).
Estes estudos enfatizaram o papel dos osteócitos como um sensor mecânico celular
(Takagaki, 2002), e a porosidade lacuno-canicular como a estrutura que media a
sensibilidade mecânica (Quin et al, 2001). Aparentemente, o strain derivado do fluxo de
fluido intersticial, através da porosidade, aparenta ativar os osteócitos mecanicamente,
assim como assegura o transporte dos nutrientes moleculares de sinalização celular. Desuso
e sobreuso parecem ter efeitos no ganho e perda óssea local; o ambiente de microgravidade
aparenta estar conectado com a perda de massa óssea (Li, 2001).
Segundo Kunnel (2001), as respostas metabólicas à estimulação mecânica estão
relacionadas com a ativação de um caminho especifico de sinalização conhecido por
“mechanotransduction pathways”(MP). A identificação destes MP pode nos levar a uma
possível intervenção farmacológica para aumentar a massa óssea em condições como a
osteoporose e na cura de fraturas (Range et al.).
Muitos mediadores bioquímicos envolvidos no processo foram sugeridos. Entre
eles, as prostaglandins, o óxido nítrico (Lanyon, 1994), o Ca+2 (Tagaki, 2002), e moléculas
intracelulares, incluindo o PKc ( Proteína Kinase C). Cada um desses mediadores pode
gerar mais do que um MP, e as moléculas reguladoras específicas, que são responsáveis
pela sua produção ou mobilização, ainda não foram totalmente elucidadas (Kunnel, 2001).
A transdução pode ser conceituada como a transformação de um tipo de energia em
outro, sendo que o agente deste processo recebe a terminologia de transdutor (Kuphaldt,
2002; Groes, 2001). Os transdutores são amplamente utilizados em pesquisas em
biomecânica (Nigg & Herzog, 1999), assim como em outras áreas, como engenharia
elétrica e eletrônica (Kuphaldt, 2002).
58
A mecanotransdução, segundo Li (2001), pode ser conceituada como o processo
pelo qual a energia é convertida em energia elétrica ou em sinais bioquímicos. Em princípio
os osteócitos são provavelmente as células mecanosensitivas, e forças físicas, incluindo
gravidade, tensão, compressão e cisalhamento, influenciam o crescimento ósseo( Prat et al,
1994).
Kunnel (2001) coloca que a mecanotrandusção é o processo no qual “é presumido
que cargas mecânicas aplicadas ao osso são transduzidas através do esqueleto via sinais
mecânicos que são detectados por determinadas células que levam a geração de sinais
bioquímicos que regulam a formação e reabsorção óssea”.
Alguns estudos foram realizados relacionando a freqüência de vibrações e suas
repostas osteogênicas no tecido ósseo, na qual impactos de grande magnitude a 30 Hz
apresentaram a principal causa em danos ósseos e articulares. Estes mecanismos também
parecem estar ligados a mecanotransdução (Griffin, 1996).
Para Parsamian (2001), quatro hipóteses foram propostas para explicar os
mecanismos pelo quais as células sentem cargas mecânicas: o efeito piezoelétrico (Tanaka,
1998); o stress gerado por potenciais (Saltstein et al, 1987; Salzstein and Pollak, 1987;
Starkebaum et al., 1979 apud Parsamian 2001), o stress de cisalhamento de fluidos nas
células ósseas na porosidade vascular e o stress dos fluidos nos processos dos osteócitos
nos canalículos (Ingber, 1998).
INSERIR ESQUEMA p. 28-2 bone mechanics handbook
Os mecanismos piezoelétricos e eletrocinéticos são mecanismos propostos para
explicar o efeito eletromecânico (potenciais), primeiramente observados por Yasuda (1953,
apud Cowin 2001). Potenciais eletromecânicos são comumente chamados potenciais de
geradores de stress (stress-generated potencials) e são as voltagens induzidas pela
deformação mecânica dos fluidos saturados ósseos (van der Meulen & Huiskes, 2002).
A tabela proposta por Parsamian (2001) demonstra os tamanhos da diversas regiões
ósseas que contêm uma quantidade de fluido significativa.
59
Figura 23
Se levarmos em conta a teoria de que os fluidos têm um papel importante na
mecanotransdução, então os osteócitos com suas redes de canais são células
mecanoreceptoras ósseas (Sikavitas et al, 2001). Neste sentido, alguns experimentos
realizados por Wang et al. (1993 apud Kunnel, 2001) sugerem que um mecanismo de
mecanotransdução é a junção de células à matriz extracelular, de modo que o strain
mecânico no meio seja transduzido por toda a célula, através do citoesqueleto, até o núcleo
(Burger, 2001).
60
Figura 24
61
O óxido nítrico (ON) é um radical livre de vida curta, que está envolvido na
homeostase cardiovascular, neurotransmissão (Bear et al., 2002; Lent, 2001) e função
imune (Sem et al, 2000).
Tem sido mostrado que o ON desempenha um papel importante na regulação
molecular de formação e reabsorção óssea. ON tem efeitos nas células dos osteobastos e
osteoclastos e representa uma das moléculas produzidas pelo osteobasto, que diretamente
regula a atividade do mesmo. NO é produzido pela oxidação da L-arginina por uma família
de isoenzimas, a síntese de óxido nítrico (Kunnel, 2001).
Outro aspecto importante é a teoria proposta por Banes et al. (1995 apud Kunnel,
2001), a qual propõe os termos autobáricos para descrever o processo de auto-carga em que
as células aumentam o estado de stress através de contração, aplicando, assim, carga às
células adjacentes, por contato direto ou através da matriz. Os autores previram que o
setpoint de manutenção do estado de stress basal era afetado por um contínuo sinal
mecânico, como deformações que ativavam os caminhos de sinalização.
62
LEI DE WOLFF E OUTRAS TEORIAS DE REMODELAGEM ÓSSEA
A lei de Wolff é comumente considerada como um discurso filosófico para o efeito
de que, no decorrer do tempo, a carga aplicada ao osso vivo influencie a estrutura do tecido
ósseo. Mas, quando Julius Wolff declarou tal lei, ele foi além do discurso filosófico, o que
ele declarou foi rigoroso ou uma lei matemática. Do século XIX até o XX, muito se argüiu
sobre o fato de que a forma rígida ou matemática da arquitetura trabecular, promulgada por
Wolff, não era válida (Cowin, 2001).
A falsa premissa proposta por Wolff era de que o osso trabecular era um material
isotrópico, no qual existiria uma relação homogênea entre as linhas de stress e a linearidade
elástica. A partir de tal premissa, vários autores modernos realizam críticas severas a estas
falhas. Os principais autores que tecem estas críticas são Bertram & Swartz. Eles sugerem
que a comunidade de pesquisadores de tecidos ósseos podem estar observando diversos
novos fenômenos e estarem atribuindo isto à lei de Wolff (Cowin, 2001).
Na mesma direção de tais críticas vai o estudo de revisão de Frost (2001) que
apresenta uma abordagem histórica do desenvolvimento e avanços na área dos tecidos
ósseos, criticando as principais teorias e procurando determinar até que ponto estas teorias
são ainda aplicáveis ao estudo dos tecidos ósseos.
Segundo Frost (2001), uma das traduções da lei de Wolff do alemão para o inglês,
apresentada por Rash & Burke (1962, apud Frost, 2001), determina que: “toda mudança na
forma e função do osso ou na sua função apenas, é seguida de certas mudanças definitivas
na sua arquitetura interna, e igualmente define alterações na sua conformação externa, de
acordo com as leis matemáticas.”
A partir deste fragmento da lei de Wolff e com base nos estudos de Cowin (2001) e
Frost (2001), podemos traçar algumas críticas. Primeiramente a lei de Wolff descrevia
possíveis alterações ósseas, mas não os mecanismos que realizam estas alterações, como,
por exemplo, as características morfofuncionais dos diversos tipos de tecidos (Rho et al,
2002; Pothuaud et al. 2002). Hoje, devido aos avanços na área, já sabemos que existem
63
diferenças significativas nas estruturas ósseas e, também, que modelos isotrópicos de
estruturas ósseas, que não respeitam as diferenças entre os diversos tipos de tecidos ósseos,
apresentam uma aplicabilidade consideravelmente limitada (Yener & Fyhrie, 2001;
Kopperdahl & Keaveny, 1998; Stein et al. 1998).
Segundo Frost (2001), posteriores evidenciais começaram a resolver essas
limitações, o que acarretou o desenvolvimento do Utha paradigm (UP) da fisiologia do
esqueleto, que aparentava ter evidenciais e idéias multidisciplinares.
Esta nova teoria,
além da característica fundamental de ser multidisciplinar, apresentava uma preocupação de
aplicabilidade clínica. Na tabela abaixo, encontram-se os fenômenos que tal teoria tentou
elucidar:
Figura 25
64
Podemos concluir, com base nas obras pesquisadas, que a lei de Wolff ainda
apresenta validade, porém, como qualquer lei científica, é passível de fatores limitantes de
sua aplicabilidade. Novas teorias mais modernas surgiram a partir da lei original,
procurando elucidar os problemas ainda inerentes da área. Podemos perceber que ainda
existe uma forte linha de cientistas que apresentam uma preocupação meramente descritiva
dos fenômenos, não contribuindo para sua real compreensão.(Lenthe & Huiskes, 2002;
Linden et al, 2001; Bini et al., 2002)
65
ATIVIDADE FÍSICA E RESPOSTAS ÓSSEAS
No campo da biomecânica aplicada ao esporte, tomando como base a revisão
realizada por Batista (1996), vemos um grande número de estudos que pesquisaram as
forças que atuam nos corpos dos indivíduos, nas mais diversas modalidades desportivas.
Porém a grande maioria destes estudos apenas limitou-se a calcular as magnitudes de forças
a que os corpos desses sujeitos eram submetidos, ao invés de estudarem também os efeitos
que estas cargas realizam nas estruturas dos tecidos destes indivíduos. O que de certa
maneira pode ter ajudado a criar uma lacuna nesta área de conhecimento, existindo uma
situação onde alguns estudos avaliaram os efeitos de cargas invitro e invivo, porém em
condições controladas de cargas uniaxiais. Poucos estudos realizaram um mapeamento das
forças durante a atividade física e seu efeito nas estruturas ósseas, ou mensuraram as
propriedades e respostas ósseas insitu durante a atividade física.
Na área do treinamento desportivo, vemos um grande número de estudos acerca dos
efeitos fisiológicos dos exercícios físicos (Fleck & kraemer,1998; Kraemer, 2001; Badillo
& Ayestarám, 2000; Weineck, 1999), porém ainda encontramos muito pouco material
sobre os efeitos mecânicos de tais cargas no organismo destes indivíduos. E, ainda, do
ponto de vista dos efeitos adaptativos destas cargas sobre as estruturas ósseas, existe uma
carência ainda mais significativa (Khan et al., 2001). Essas adaptações durante a atividade
física ainda são carentes de estudos, tanto em nível macroestrutural, quanto no dos
mecanismos de adaptação microestruturais. Porém, obras como a de Baechle & Earle
(2000) e instituições respeitadas como o American College of Sport Medicine (ACSM)
apresentam, de maneira simplista, parâmetros para a prática da atividade física voltada para
a saúde óssea. Todavia, esses parâmetros ainda são passíveis de questionamentos,
principalmente com relação à magnitude de carga ideal e de sua freqüência para a
promoção de uma melhor saúde óssea (Couteix, 2001; Wheeler et al, 1995).
Outro fator ainda não totalmente elucidado advém do tipo de estímulo. Como, por
exemplo, o efeito das vibrações na articulação do cotovelo durante a execução do exercício
rosca bíceps (Ribeiro et al., 2002). Se pensarmos em relação à evolução do treinamento
66
desportivo, no que diz respeito a hipertrofia muscular, área em que existe uma produção
considerável de material (Bompa, 2002; Bacurau et al., 2001; Stiff & Verkhoshansky,
2001), podemos perceber que, acerca dos fatores mecânicos que estimulam as adaptações
destes tecidos, e principalmente no que diz respeito as microestruturas, os mecanismos
responsáveis por tais adaptações ainda não foram completamente elucidados. Um clássico
exemplo de tal lacuna de conhecimento está relacionado com a hiperplasia muscular e os
fatores que influenciam tal adaptação (Gurgel et al., 2002b).
Neste sentido, sob uma perspectiva epistemológica, ao nos referimos ao treinamento
desportivo, fica evidenciado um corpo de conhecimento ainda fundamentado em dados
empíricos e de “senso comum”. Para melhor compreendermos a discussão entre o
conhecimento científico e o senso comum, faz-se necessária uma compreensão de
determinados conceitos como o de objetividade científica e convicção subjetiva.
Segundo Kant (apud Popper,1972), o termo objetivo serve para identificar que o
conhecimento científico deve ser justificável, independentemente de capricho pessoal; uma
justificação será objetiva se puder, em princípio, ser submetida à prova e compreendida por
todos. Se algo for válido para todos que estejam na posse da razão, seus fundamentos serão
objetivos e suficientes. Já o termo subjetivo se refere a nossos sentimentos de convicção (de
vários graus). Porém o autor alerta que razões objetivas também podem atuar como causas
subjetivas de juízo, na medida em que possamos refletir acerca dessas razões, deixando-se
convencer de seu caráter cogente.
Kant (apud Popper, 1972) foi o primeiro a reconhecer que a objetividade dos
enunciados científicos está estritamente relacionada a teorias, com o uso de hipóteses e de
enunciados universais. Além disso, o autor alerta para o fato de que um determinado
fenômeno, mesmo que ocorra com uma determinada freqüência, para ser considerado como
científico deve ser posto à prova, porém até que o seja, este conhecimento colocar-se-á, em
princípio, como intersubjetivamente suscetível de prova.
O que vemos no atual estado da arte do treinamento desportivo é que os
conhecimentos comumente considerados como válidos, em sua maioria, na melhor das
67
hipóteses, não passam de conhecimentos intersubjetivamente suscetíveis de provas, e ainda
não apresentam características que os classifiquem como científicos.
Outro fator agravante desta realidade advém do fato de que alguns conceitos do
treinamento desportivo estão fundamentados nas épocas em que não existia uma
preocupação com a validação científica, e estes conceitos e pseudo-teorias ainda
fundamentam grande parte do corpo do conhecimento do treinamento desportivo. Estes
fatos evidenciam uma necessidade de revisão dos fundamentos do treinamento desportivo,
antes que possamos considerar esta área interdisciplinar de conhecimento como sendo uma
ciência, o que claramente acarretaria grande empenho de tempo e de trabalho, além de
esbarrar possivelmente em forte resistência por parte da comunidade que lida diretamente
com esta área de conhecimento (Gurgel, 2002a).
Neste sentido, este capítulo se propõe a realizar uma revisão de parte do material,
publicado no portal científico do science direct, que constitui parte do corpo de
conhecimento da biomecânica aplicada ao estudo mecânico dos tecidos ósseos. Não com o
objetivo de elucidar tais dúvidas, mas principalmente de questionar alguns modelos que
vêm sendo amplamente utilizados na prescrição de exercícios voltados à melhoria da saúde
óssea.
Se, como está na lei proposta por Wolff, os ossos se acomodam a cargas impostas a
eles, a massa óssea de steady-state deve refletir a sua história de carga, princípio que é
aplicado quando se compara massa óssea entre indivíduos, diferentes ossos entre os
indivíduos e até diferentes regiões de um mesmo osso. Um corpo de conhecimento
considerável já confirmou tal premissa. Estes estudos são geralmente de dois tipos:
comparação entre massa óssea de atletas e a massa óssea de controles sedentários e
descrições entre nível de atividade física ou fitness e a massa óssea da população em geral
(Marcus, 2002).
Segundo Courteix (2001), o desenvolvimento do esqueleto sofre grande influência
genética. O pico de massa óssea alcançado por um indivíduo também é influenciado pelo
controle de determinados fatores:
68
¾ Fatores nutricionais (cálcio, vitaminas, etc.) (Hardman, 2000; Samnegård et al.,
2001; Carruth & Skinner, 2000; Tamaki et al., 1998; Ming et al., 2000, Antonio et
al., 2000)
¾ Fatores do estilo de vida (tabagismo, alcoolismo ou determinadas terapias médicas
que podem ter um efeito deletério no aumento ósseo) (Owino et al., 2001).
¾ Atividade física que é, com a gravidade, o principal mecanismo de força aplicado
ao osso (Cole et al., 1996; Chou et al., 2001). A carga mecânica induzida pelo
exercício influencia a massa óssea (Laynon, 1984; Whanlen et al., 1988, Whanlen
et al., 1984 apud Courteix 2001).
Neste sentido, Duncan et al (2002) apresentaram um estudo no qual a densidade
mineral óssea de garotas adolescentes atletas foi relacionada com os tipos de exercícios e a
força muscular. O estudo comparou diversas modalidades como natação, ciclismo e corrida.
O estudo em questão encontrou diferenças significativas entre o grupo que treinou corrida.
Isto, segundo os autores do estudo, pode estar relacionado com o fato do estímulo da
corrida ser associado com um local específico mais largo de massa mineral óssea (BMD)
do que a natação ou o ciclismo, que apresentam uma distribuição anatômica das cargas
mais generalizada.
Já outro estudo realizado por Courtiex et al. (1998) pesquisou os efeitos da prática
de atividades esportivas intensas na BMD de meninas pré-púberes. Este estudo não
encontrou diferenças significativas entre o grupo controle (sedentárias) e o grupo que
praticava natação. A BMD do grupo de ginastas foi estatisticamente maior do que do grupo
controle para rádio não dominante, vértebras L2-L4 e colo do fêmur. Idênticos resultados
foram encontrados quando os dados relativos a BMC foram ajustados à massa corporal.
Com isso, os autores concluíram que a atividade física em crianças pode ser um importante
fator na aquisição mineral óssea em garotas púberes, somente se o esporte induzir stains
significativos durante um programa de longa duração.
Um estudo realizado por Coxam et al (1998), procurou averiguar os efeitos de
exercícios de resistência no metabolismo ósseo, em sete competidores da “Chamineige 96”,
que participaram de corrida, moutain bike e skiing durante um período de sete dias. Tal
prova não aparentou influência significativa na remodelagem óssea, já que não apresentou
69
efeito na concentração plasmática de osteocalcin, ou de cálcio urinário e na excreção de
deoxypyridinoline.
Kersting & Brüggemann (1999) estudaram a variação das forças de impacto sobre o
calcâneo, durante a corrida, endo que o teste biomecânico demonstrou que não houve
relação entre a rigidez do solado médio e o impacto externo ou interno nos pés dos
indivíduos. Parâmetros ósseos demonstraram diferenças específicas em todos os grupos que
foram submetidos a corridas com impactos intermediários. Com base em tais informações,
os autores concluíram que as variações observadas refletem mudanças metabólicas na
medula óssea, que aparenta ser afetada pela magnitude do impacto e que este não pode ser
caracterizado como sendo algo negativo.
Wheeler et al (1995), investigaram o efeito de exercícios com características cíclicas
de carga, no caso em questão a corrida na resposta óssea de ratos. Os resultados
encontrados pelos autores indicam que a adaptação óssea ocorre devido a um ambiente
propício de cargas, aumentando a densidade óssea, aumentando a área cortical, aumentando
a rigidez, reduzindo a capacidade de absorver energia e reduzindo o angulo de giro durante
a corrida. Exercícios de alta intensidade reduzem a força máxima que ossos podem
suportar; exercícios de longa duração fazem o osso ficar mais quebradiço.
70
Figura 26
71
A metodologia utilizada por estes estudos, para a mensuração das capacidades
ósseas, com exceção dos estudos realizado por Wheeler et al (1995) e por Kersting &
Brüggemann (1999), teve como base a densidade mineral óssea obtida através do método
Dual Energy X-ray Absorptiometry (DEXA), sendo este método o mais comumente
utilizado em estudos clínicos (Gowin et al., 2001; Armstrong et al. 2000) . Porém, devemos
lembrar que um aumento significativo da densidade mineral óssea não serve como
parâmetro determinante de que o osso em questão ficou mais ou menos resistente (Khan et
al., 2001; Stenström et al, 2000; Felsenberg & Gowin, 1998). Força e saúde óssea são
termos que diferem de massa mineral óssea, pois um osso pode manter sua massa, porém
realizar mudanças estruturais capazes de melhorar suas capacidades de resistir a cargas em
determinadas direções (Cowin, 2002; Aerssesens et al., 1998).
Podemos concluir que ainda não existe um consenso em relação à adaptação dos
tecidos ósseos a vários tipos de estímulos oriundos das mais diversas atividades. Os
benefícios ou malefícios de tais estímulos ainda não são totalmente compreendidos, o que
dificulta a possibilidade de, desde já, determinarmos um programa definitivo para melhoria
da qualidade óssea.
Em contrapartida, todos os estudos apresentados até aqui nesta revisão encontraram
diferenças significativas nas respostas ósseas, quando submetidos a cargas significativas,
além de diferenças na qualidade óssea de atletas e não atletas (Conroy et al, 1993), sendo
que o estudo realizado por Coxam et al (1998) não encontrou nenhuma alteração óssea em
resposta aguda à atividade física. Tal resultado pode ser explicado pelo fato de que sete dias
podem ser um período muito curto para que houvesse uma adaptação significativa, ou então
as variáveis determinantes de atividade osteoblástica utilizada em tal estudo podem não ser
as mais recomendadas, já que existe um atraso significativo na formação óssea em
comparação com a absorção (Sikavitas et al., 2001).
Outro aspecto importante a ser levantado é que tal estudo não foi realizado em um
ambiente controlado laboratorial, mas sim durante uma competição de sete dias, o que, de
certa forma, pode ter sido um fator de dificuldade no controle das variáveis e na obtenção
das amostras do estudo.
72
Outro estudo realizado por Verhaeghe et al (2000) procurou avaliar o efeito do
exercício e do desuso, na massa óssea e na competência biomecânica, em ratas fêmeas
diabéticas, durante um período de oito semanas. Tal estudo não encontrou um aumento
significativo na massa óssea das amostras submetidas à atividade física, no caso a corrida,
porém encontrou diferenças significativas na redução de perda de massa óssea em amostras
submetidas ao desuso de seus membros inferiores.
Já o estudo realizado por Witzke & Snow (2000) encontrou um efeito significativo
na resposta óssea de adolescentes, porém, para que estes efeitos ocorram, faz-se necessário
que estes estímulos sejam continuados durante um longo período e que as magnitudes de
strains sejam significativas para promover tais alterações.
Hawkins et al. (1999) procuraram avaliar os efeitos do treinamento excêntrico no
aumento específico da resposta osteogênica. Os autores, com base nos achados, concluíram
que o treinamento excêntrico é mais osteogênico do que exercícios concêntricos, porém tal
resposta ocorreu somente em locais específicos, o que de certa forma coloca determinadas
restrições à prescrição deste tipo de exercício. Este achado pode ser confirmado nos estudos
realizados por Mosekilde et al (1999), Banu et al (1999) e Banu et al.(2001), que
concluiram que, dependendo dos estímulos a que os organismos eram submetidos, a
resposta óssea ocorria de maneira diferenciada em diferentes locais, sendo que, quando
utilizaram uma combinação de hormônios e de atividade física, aparentemente tal efeito foi
reduzido.
Os estudos de Robling et al. (2002) e de Kersting & Brüggemann (1999) também
procuraram classificar as magnitudes ideais de carga para promover uma melhor adaptação
óssea. O primeiro estudo supracitado avaliou o efeito de estímulos curtos e mais freqüentes
nas estruturas ósseas. Neste estudo, os autores concluíram que programas de exercício
humano, que objetivem a manutenção ou aprimoramento da massa óssea, podem ter um
maior sucesso, se o regime diário de atividade for dividida em várias sessões por dia, o que
é, em nossa perspectiva, um importante achado para a prescrição de atividade física,
visando a uma melhora da saúde óssea.
73
No que diz respeito à magnitude, tal variável já fora objeto de vários estudos,
apresentando um enfoque mais específico, realizados nas últimas duas décadas (Marcus,
2001). Vários modelos já foram propostos para tentar explicar a resposta óssea a cargas.
Muitos destes indicadores demonstram respostas adaptativas e levam a uma função
objetiva. Esta função pode ser a razão do pico de stresses que um osso pode tolerar (ponto
de ruptura ou falha) ou, como proposto por Fyhrie & Carter (1986, apud Marcus 2001), a
densidade energética de strain, conceituada como a concentração de energia mecânica
latente em um material. A otimização do strain parece para ser um mecanismo atrativo, na
perspectiva de que a formidável uniformidade característica da magnitude dos strains
ósseos experimentados por diversos animais durante suas atividades cotidianas (Marcus,
2001).
Foram realizados estudos analisando as diversas magnitudes de strain, nos quais
segundo Rubin & layon (1984, apud Marcus, 2001) variavam de 2000-3500 microstrain,
como pode ser observado na tabela abaixo:
74
Figura 27
Algumas questões com relação à tipologia dos strains são o principal foco desta
discussão. No que diz respeito a magnitudes das cargas, um importante estudo revisto por
nós foi o realizado por Judex & Zernicke (2000), que procurou identificar se protocolos de
exercícios de alta intensidade e longa duração podem ter efeitos de degradação na
morfologia mecânica de ossos imaturos. Este estudo em questão apresenta um importante
75
significado para os profissionais que trabalham com desporto de alto rendimento,
principalmente em modalidades onde ocorre uma especialização precoce dos atletas
(Bompa, 2002b) ,como é o caso da ginástica olímpica (Weineck, 2000). Nesta modalidade
em questão, os atletas em sua maioria não possuem ossos maduros, de modo que as cargas
a que estes indivíduos são submetidos podem agredir as placas epifisárias de crescimento,
trazendo possíveis distúrbios de crescimento (Salter, 2001).
Este estudo verificou, com base nas evidências encontradas, que reduzindo o
número de ciclos de carga pode-se estimular uma resposta adversa previamente observada
neste modelo aplicado a corridas de longa distância. Este estudo serve como suporte para a
teoria de que os estímulos mecânicos gerados pela atividade física devem diferir dos
estímulos a que os indivíduos estão cotidianamente sendo submetidos, para que os
estímulos venham a induzir adaptações significativas.
Figura 28
Figura 29
76
Nesta mesma direção, o trabalho realizado por Pattin et al. (1996) estudou a
propriedade mecânica cíclica de degradação durante a fadiga por carga, em ossos corticais.
Este estudo avaliou mudanças no módulo secante e no comportamento de dissipação da
energia cíclica durante fatiga induzida por cargas axiais controladas em espécimes de osso
cortical. Os achados desse estudo são muito importantes, e iremos aqui relatá-los de
maneira um pouco mais aprofundada.
Estes achados sugerem que o modulo de degradação secante e a dissipação de
energia cíclica são consideravelmente aumentados quando os níveis de carga estão acima
do limiar de strain prejudicial ao osso cortical, ou seja, de 2500 µm e 4000 µm na fadiga
compressiva e por tensão, respectivamente. As fadigas por tensão e por compressão
produzem diferentes formas de módulos de degradação em níveis de carga acima de tal
limiar. Os ossos se comportaram de maneira similar a um material linear viscoelástico
abaixo desse limiar. O que já era um resultado esperado, se formos analisar o
comportamento da curva stress-strain de ossos corticais (Currey, 1984). A energia cíclica
de dissipação foi proporcional a potência de 2,1 da faixa de magnitude efetiva de strain
aplicada para todas as cargas abaixo de 2500 µm. Acima desta magnitude, a fadiga a cargas
por tensão causou uma dissipação de energia cíclica proporcional à potencia de 5,8 da faixa
de magnitude efetiva de strain. Já a fadiga por compressão causou uma dissipação de
energia cíclica proporcional à potencia de 4,9 da faixa de magnitude efetiva de strain
aplicadas para cargas acima de 4000 µm. A dissipação de energia diária em todos os testes
de fadiga em um único nível de carga ficou contida na mesma lei de potência, na qual o
número de ciclos antes que ocorresse a fratura, foi a potência de 0,6. Com isso, podemos
dizer que níveis de carga de 2500 µm para tensão e 4000 µm para a compressão são faixas
de cargas observadas em todos os animais, e este fenômeno pode ter um importante papel
em iniciar a resposta de remodelagem óssea.
Já estudos realizados por Whalen & Carter (1988, apud Marcus, 2001) introduziram
um modelo para comparar os relativos efeitos de intensidade de carga e número de ciclos
na resposta óssea. Este modelo pode elucidar a discussão que traçamos até agora no que diz
respeito à magnitude da carga, a taxa de strain, além de outros fatores até aqui por nós
debatidos. Tal modelo foi determinado com base nas equações:
77
>STIM @fs1 n1 s2 n2 ... sn nn ou
>STIM @f¦ sn nn Na qual STIM = constante de estímulos diários; s= magnitude das cargas; n=
número de ciclos.
A partir desta equação os autores derivaram a expressão para aproximar a aparente
densidade (p) da história de carga,. Sugerindo a seguinte equação:
pf
>¦ n1s mi@
1/ 2m
na qual, p = densidade aparente; m = representa o fator de massa; s = magnitude das
cargas; n = número de ciclos.
Para uma melhor compressão de tal modelo, vamos usar um exemplo prático.
Vamos supor que um indivíduo com massa corporal de 70 kg, ande durante uma hora todos
os dias. Se m = 1, e a magnitude e o número de cargas têm igual efeito no estímulo de
stress, então andar duas horas por dia será equivalente a andar uma hora com uma mochila
de 70 kg nas costas. Se m < 1, o número de ciclos devem ser mais efetivos do que o
aumento da magnitude de carga, mas se m > 1, a magnitude da carga será fator
preponderante. Baseados em uma análise cuidadosa de dois estudos publicados, em que o
estímulo de corrida foi imposto, os autores foram capazes de predizer valores para ‘’m’’ de
2 a 6. Logo, os autores concluíram que a intensidade da carga é muito mais importante do
que o número de ciclos neste caso em questão.
Com base no material revisado por nós até aqui, este modelo aparenta apresentar
uma importante correlação com os atuais achados na literatura científica. Esse modelo
poderá servir como uma possível ferramenta na compreensão dos mecanismos que
influenciam as respostas ósseas a cargas mecânicas, de modo a servir como um referencial
para o controle e prescrição de atividades físicas, visando a uma melhoria da saúde óssea.
78
Neste sentido, a principal e clássica discussão apresentada por vários autores
(Kunnel, 2001) no que concerne à estimulação da atividade osteogênica, visando a uma
melhoria da saúde óssea, é mais complexa do que simplesmente afirmarmos que esta ou
aquela atividade é melhor no que concerne ao número de ciclos ou à magnitude de cargas.
Esta relação, ao contrário do que é prescrita por parte das instituições respeitadas, ligadas a
área da saúde, não depende única e exclusivamente de aspectos fisiológicos, mas sim
primordialmente de características biomecânicas.
A partir de um tratamento mais sério acerca das variáveis que influenciam as
propriedades mecânicas ósseas, e de uma maior gama de estudos, com um enfoque mais
específico é que seremos capazes de reduzir esta lacuna existente nesta área de
conhecimento. Talvez a partir desse momento, possamos vir a tratar com respeito e a
seriedade que merecem a prescrição da atividade física, quebrando com os paradigmas
existentes em nossa área, que nos assombram e que, infelizmente, muitas vezes são
perpetuados por colegas de nossa própria classe.
79
REPOSTAS ÓSSEAS A MICROGRAVIDADE
Neste capítulo pretendemos realizar uma revisão de parte do material produzido nos
últimos dez anos que tratam basicamente dos efeitos da microgravidade na massa óssea,
seus mecanismos reguladores e os métodos preventivos dos efeitos maléficos de tal
exposição. Perda de massa óssea constitui o principal, mais conhecido e o mais estudado
efeito patológico da conseqüência da exposição de humanos à microgravidade (Doty &
Seagrave, 1999; Schneider et al. 1995). Há mais de uma década que o alvo das pesquisas é
a compreensão deste fenômeno, elucidando o que ainda está incompleto no conhecimento
celular e molecular da regulação óssea, e nas suas respectivas intervenções preventivas
(NASA, 2000).
Podemos entender a microgravidade como sendo a virtual ausência de gravidade
encontrada no espaço (Ruttley et al., 2001). Essa condição promove alterações expressivas
na massa óssea, onde ocorre uma redução significativa, além de atrofia muscular, que
promove fraqueza e cansaço, redução na freqüência cardíaca, alterações na mecânica
ventilatória pulmonar, além de alterações nos mecanismos de equilíbrio, principalmente
afetando o sistema vestibular (Taylor, 1993).
Desde o advento da formulação da lei de Wolff (Frost, 2001), que passou a ser mais
conhecida a capacidade de os ossos se adaptarem a cargas mecânicas. Esta propriedade
passou a ser utilizada amplamente em ortopedia. Brevemente resumida, o seu significado
seria que o osso irá modificar sua massa e arquitetura para se adaptar às forças a que ele é
submetido, provendo um máximo de resistência com um mínimo de material (Currey,
1984).
A perda de massa óssea, causada por paralisia e imobilização, está bem
documentada e seletivamente afeta os ossos imobilizados (CSBM, 1998). Essa perda óssea
está associada a uma perda muscular e de força e é resultado, em parte, da redução da
tensão muscular continuamente exercida pela ação da gravidade. Estes tipos de modelos
são utilizados devido ao fato de representar um custo mais baixo para o estudo do efeito da
ausência de cargas sobre o organismo ( Holton & Globus, 1998).
80
Figura 30
Para Turner (2000), o que influencia a atividade óssea não é a gravidade, mas sim a
força peso. Para o autor, ainda não existem estudos realizados acerca do efeito da gravidade
em outros planetas, nos ossos. Com exceção da lua, o homem nunca esteve em outro corpo
celeste. Porém estudos em ambientes simulados de microgravidade, como, por exemplo,
em vôos que simulam tais ambientes (na verdade há gravidade), o que ocorre é que a
velocidade de deslocamento do corpo é a mesma que a aceleração da gravidade. Com isso o
indivíduo que é submetido a esta condição está sentindo uma ausência de peso. E o peso é
que impõe uma carga, segundo o autor, que promove adaptação ao tecido ósseo.
Tal explanação do autor nos parece mais um ensaio filosófico, pois a força peso
depende de duas variáveis, sendo que uma delas é a aceleração da gravidade. No exemplo
em que o autor relaciona o fato de que em vôos, onde a microgravidade é simulada, na
verdade o indivíduo não apresenta peso, porém a gravidade existe. Porém, a força peso
depende de dois fatores: massa corporal do indivíduo e aceleração da gravidade. Logo,
como a força peso é dependente da aceleração da gravidade, e os seres humanos
apresentam uma limitação considerável de mudar rapidamente sua massa corporal, tal
teoria proposta pelo autor não faz qualquer sentido.
81
Em estudos com humanos acamados, o balanço mineral ósseo e a excreção de
produtos da degradação do colágeno mostraram que a imobilização causa destruição, que é
detectável em poucos dias (CSBM, 1998).
Um estudo realizado por Fulford & Lewis (1996) procurou identificar os efeitos da
microgravidade na ativação e no crescimento dos osteoblastos. A partir dos achados deste
estudo, podemos concluir que estímulos de crescimento dos osteoblastos em
microgravidade resultam numa redução de crescimento, causando redução de utilização de
glucose e redução na síntese de prostoglandin, que altera significativamente a actina nos
osteoblastos do citoesqueleto.
Outro estudo que procurou averiguar o efeito do crescimento dos osteoblastos em
ambiente de microgravidade foi o realizado por Fulford et al. (1998). Os achados indicaram
que os osteoblastos são mais lentos para entrar no ciclo celular em microgravidade,
sugerindo que a ausência da força da gravidade por si só já é um fator preocupante em
missões espaciais. Os dados deste estudo suportaram a hipótese formulada pelos autores de
que a resposta biológica básica ocorre no nível celular e molecular do tecido submetido à
microgravidade.
Fitzgerald & Fulford (1996) realizaram um estudo que teve como objetivo, observar
alterações na expressão mRNA de células osteoblásticas a uma carga gravitacional de um
lançamento simulado. Com base nos resultados, foi percebido que pequenas magnitudes de
carga, como as experimentadas nos lançamentos espaciais, podem alterar os níveis de
mRNA significativamente, o que permite concluir que os efeitos de carga gravitacional
acarretaram um aumento significativo da atividade óssea.
Dois estudos, porém, procuraram avaliar o efeito da atividade osteoblástica
relacionada com hormônios do crescimento (insulin like grow factor – IGF). O primeiro
realizado por Drissi et al. (1999), procurou estudar os mecanismos determinantes da
ausência de carga na formação óssea e, para tal, utilizou-se do padrão temporal dos níveis
de mRNA para o IGF-I. Com base nos resultados, o padrão associado bifásico da expressão
do IGF-I/IGF-IR, marcadores de atividade osteoblástica, e a atividade osteoblástica
apresentada sugerem que o IGF-I apresenta um importante papel na sinalização do efeito
82
local da ausência de carga na formação óssea. Enquanto que o estudo realizado por Kumei
et al.(1998) procurou averiguar o efeito modulador das proteínas IGF e o receptor
glucocorticóide nos osteoblastos. Os resultados encontrados foram que os níveis de mRNA
receptor glucocorticóide nas culturas no espaço foram aumentados por três a oito vezes em
quatro dias se comparados aos controles na terra. O que aparenta ser um forte indicador dos
mecanismos que a ausência da gravidade estimula, ou seja, um indicador de osteopenia.
Dois estudos (Guignadon et al. 1997; Berezovska et al., 1998) demonstraram que
os osteoclastos em ambiente de microgravidade apresentam menor atividade do que em
ambiente com gravidade terrestre. Estes dados aparentam representar uma redução
significativa de atividade óssea, que pode estar relacionada com uma redução ainda maior
da atividade osteoblastica, podendo acarretar um balanço ósseo negativo agravando a
condição de osteopenia.
Colleran et al.(2000) estudaram as alterações na perfusão esquelética em ambiente
simulado de microgravidade. Os dados encontrados por tal estudo demonstraram que
ambientes simulados de microgravidade alteram a perfusão óssea, e essas alterações
correspondem a mudanças induzidas pela ausência de carga na massa óssea. Esses
resultados suportam a hipótese de que alterações no fluxo sanguíneo ósseo promovem um
estímulo para a remodelagem óssea.
O efeito da microgravidade na resposta óssea, durante períodos de longa duração,
foi objeto de interesse de três estudos, de todos os artigos que fizeram parte de nossa
amostra. O estudo realizado por McCarthy et al. (2000) encontrou dificuldade em avaliar os
resultados devido às limitações da metodologia empregada, que no caso foi o DEXA. Já o
estudo de Vico et al.(2000) e o estudo Taylor (1993) a partir dos achados, concluíram que
no espaço, retirado o treinamento físico, a perda de massa óssea começa a ser considerada
patológica após o retorno a um ambiente com gravidade significativa. E ainda conclui que
contramedidas deveriam ser tomadas para que os astronautas continuassem funcionais,
quando voltassem a uma ambiente com gravidade significativa.
83
Neste sentido, quatro foram os estudos encontrados que são relacionados ao tema de
contramedidas, dentro das quais está a atividade física em ambiente de microgravidade, que
será o principal foco desta discussão.
O primeiro estudo, objeto de nossa análise, foi o realizado por Baldwin et al (1996).
Estes autores concluíram que, aparentemente, exercícios de contramedidas, que apresentam
um grande elemento de resistência, se comparados com as atividades de resistência, podem
provar-se benéficos ao sistema músculo esquelético. Segundo os autores, muitas questões
se mantêm passíveis à investigação científica, com o objetivo de identificar protocolos mais
eficazes de contramedidas, para que com isso se chegue à era das grandes explorações
espaciais.
Outro estudo foi o realizado por Goodship et al (1998) que avaliou os benefícios de
estímulos de curta duração com altas freqüências e magnitudes de strain. Com base nos
resultados encontrados, ficou evidenciado que padrões de carga com alta magnitude de
strain e com uma alta freqüência são importantes na manutenção da massa óssea de
indivíduos submetidos à microgravidade.
Outro estudo foi o de Ruttley et al (2001), no qual foi testada uma nova máquina de
exercício físico que não depende da gravidade, chamada Constante Force Resistance
Exercise Unit (CFREU). Os resultados encontrados neste estudo indicam que o CFREU
provou ter um potencial viável de exercício de resistência de contramedida ao
descondicionamento físico do sistema músculo esquelético, devido à microgravidade.
E por último, o estudo de Covertino & Sandler (1995) que realizou uma revisão dos
principais métodos de contramedidas e dos efeitos da microgravidade no organismo
humano. Na análise que fazem, os autores realizam um levantamento dos principais
equipamentos mais utilizados e ou métodos de exercícios de contramedida, sempre levando
em consideração os fatores que influenciam a escolha de uma ou outra tecnologia, dos
quais os principais são limitações de carga e de espaço. Mandar 1 kg de massa para o
espaço custa em média o equivalente a 1 kg em ouro. Os métodos mais utilizados são:
1. Cilo ergômetros - São um método conveniente de teste da capacidade dos
membros superiores, porém apresentam a desvantagem de não estimular
84
muito a hipertrofia óssea, além de serem módulos relativamente pesados,
mesmo com a redução significativa de peso dos modelos antigos para os
novos, de 40 kg para 10 kg.
2. Esteira – Segundo o autor a esteira permite um trabalho aeróbico mais
intenso, além de permitir que o indivíduo corra em posição de bipedestação.
Apresenta a vantagem de estimular de maneira mais significativa as
estruturas ósseas. Tem a desvantagem de serem equipamentos que exigem
um espaço considerável para utilização (109 cm, 34 cm, 72 cm), além de
apresentarem em média 80 kg de massa.
3. Aparatos de treinamento de força - Estes aparatos têm uma utilização
limitada, pois não é possível mensurar e controlar de maneira satisfatória a
resistência que eles oferecem. São mais utilizados como cargas para os
membros superiores. Apresentam a vantagem de serem leves e podem ser
utilizados em parceria com outros equipamentos.
4. Eletroestimulação – São exercícios comumente utilizados em grandes
grupamentos musculares, visando principalmente combater a atrofia
muscular. São equipamentos que exigem muito cuidado em sua utilização
para que trabalhem dentro dos limiares de conforto. São utilizados
geralmente em uma freqüência de 60 Hz ou com estímulos de 4 s e
intervalos de 0.3 s, duas vezes por dia, em um ciclo de 4 dias, onde 3
indivíduos se exercitam e 1 não.
Podemos concluir, com base em nossa revisão, que muito pouco se faz para elucidar
as dúvidas referentes aos efeitos da ausência da gravidade no organismo humano e as
possíveis medidas para evitá-los. Neste sentido, faz-se necessário um maior número de
estudos e grupos de pesquisa interdisciplinares, pois conhecimentos obtidos de outras áreas
aparentam, nesta revisão, não serem aproveitados, o que pode ser um fator dificultador do
avanço do conhecimento desta área.
85
METODOLOGIA DO ESTUDO
Para esse estudo, foi realizada uma busca nos principais portais de informação
científica, dos quais foram retirados 678 artigos, dos últimos 10 anos, que abordavam a
temática respostas ósseas a cargas mecânicas. Esses artigos foram separados em duas
temáticas: respostas ósseas a cargas mecânicas, no caso específico, a atividade física e
estudos relacionados à microgravidade.
Outra temática que seria abordada neste estudo refere-se às doenças ósseodegenerativas, com um enfoque principalmente na osteoporose, porém, devido às
limitações de tempo e recursos impostas a este estudo, não foi possível realizar, também, tal
revisão.
A partir desses dois grupos de artigos, foi retirada uma amostra, em que o critério
inicial de escolha foi o de artigos de revisão. Após retirados esses artigos, o restante da
amostra foi composta a partir de uma escolha aleatória ou randômica, em um total de 84
artigos.
O conteúdo dos artigos da amostra foi submetido a uma análise, na qual se utilizou a
técnica proposta por Laurence Bardin (1977). Adotamos como características de análise os
achados e conclusões desses estudos e os objetivos pretendidos para as investigações,
segundo proposta de Batista (2001). E o conteúdo desta análise foi apresentado na forma de
um texto lógico-científico, no qual foi dado um maior enfoque na parte da amostra
composta pelos artigos de revisão.
86
CONCLUSÕES
Neste estudo, tivemos a possibilidade, partindo de uma perspectiva epistemológica,
de averiguar as tendências em que a área de conhecimento referente a respostas ósseas a
cargas mecânicas vem se desenvolvendo. Aparentemente, tal área apresenta, no que tange
aos objetivos, uma diversificação exacerbada de produto. Isto pode ser explicado pelo
número de variáveis, ainda não totalmente compreendidas, no processo de remodelagem
óssea - o que, sobremaneira, parece influenciar a produção nesta área de conhecimento.
O enfoque dado neste estudo demonstrou, com relação às conclusões, que
aparentemente não existe um fluxo de informação suficiente, ou não existe uma
preocupação em realizar um desenvolvimento vertical do conhecimento. Isto fica claro,
quando observamos uma gama de estudos que, no decorrer do tempo, se repetem, ou seja,
apresentam os mesmos objetivos. Tal fato seria justificável se a preocupação da produção
fosse a de elucidar questões passíveis de prova, ou retestar uma teoria em um meio ou
população diferente. Porém, lacunas nesta área estão presentes no corpo de conhecimento,
como, por exemplo, os mecanismos celulares envolvidos na atividade de remodelagem
óssea que continuam sendo pouco entendidos, embora exista um crescimento no número de
pesquisas com este enfoque.
Os mecanismos que estão envolvidos na regulação óssea certamente necessitam de
mais estudos. Por outro lado há pesquisas, principalmente com caráter descritivo, presentes
de maneira significativa no corpo de conhecimento.
Foi possível observar que muitas pesquisas se utilizaram de uma metodologia
ineficaz para a averiguação de suas hipóteses, como foi o caso da maioria dos estudos, ao
buscar os efeitos benéficos da estimulação mecânica na qualidade óssea. A grande maioria
utilizou equipamentos de densitrometria óssea, o que de certa forma tem uma aplicabilidade
muito reduzida no que tange a determinar ou avaliar as alterações microestruturais da
arquitetura óssea. Por exemplo, dois indivíduos que apresentam a mesma densidade óssea,
podem possuir capacidades ósseas distintas a cargas mecânicas. Neste sentido, boa parte
dos estudos foram realiazados in vitro ou ex vivo, o que de certa maneira altera as
qualidades
mecânicas
ósseas,
trazendo
como
possível
conseqüência
equivocados, inaplicáveis a situações nas quais as cargas costumam ocorrer.
resultados
87
Por outro lado, parece existir uma dificuldade muito grande na realização de estudos
in vivo e, principalmente, in situ, devido ao fato de que os métodos, comumente utilizados
para avaliar os efeitos das cargas mecânicas nas estruturas ósseas, são invasivos, ou seja,
exigem, em sua maioria, procedimentos cirúrgicos, o que dificulta significativamente sua
aplicação.
Alguns estudos mais recentes, no entanto, valem-se de métodos não invasivos,
como é o caso, por exemplo, do aumento na produção de estudos que utilizam
acelerômetros de superfície ou vibrômetros, visando à mensuração das cargas mecânicas às
quais as estruturas são submetidas.
Neste sentido, se o atual corpo de conhecimento continua a apresentar uma clara
preocupação em elucidar certas teorias, valendo-se para tal de modelos que respeitam as
características da arquitetura morfofuncional e mecânica óssea, estudos que visem a uma
análise de conteúdo são ferramenta fundamental para a identificação de lacunas presentes
no corpo de conhecimento. Nosso estudo pretendeu apresentar esta contribuição.
88
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