retorna
  :: Artigo selecionado
  Um novo material para prevenir danos na uretra após implante de dispositivos artificiais: Um estudo experimental
07/05/2018

JAIURTE GOMES MARTINS DA SILVA
PE - VITORIA DE SANTO ANTAO
Objetivo Validar a aplicação da membrana de celulose bacteriana (BC) como barreira protetora da uretra.

Área(s) de Atuação que o Presente Artigo trata
Biologia
Saúde
Análises de Histocompatibilidade


A incontinência urinária (IU) representa um problema urológico de crescente prevalência, afetando cerca de 2,5 a 40% dos indivíduos, além de determinar um alto custo econômico para as instituições de saúde, revelando-se um fenômeno devastador, implicando em desgraças físicas e psicológicas que afetam a qualidade de vida e a autoestima do paciente, contribuindo para o isolamento social da família, amigos e parceiro sexual ( 1 - 3 ).

Este é um sintoma de várias causas, e pode estar relacionado à disfunção vesical (hiperatividade), fraqueza do coagulopático uretral (lesão radical pós-prostatectomia ou IU feminina) ( 4 ). A fraqueza do esfíncter urinário externo geralmente vem do trauma cirúrgico, condições neurológicas e anomalias congênitas ( 5 ).

Tratamentos alternativos, medidas conservadoras são fornecidas (restrição hídrica, uso de absorvente, pinça peniana, biofeedback do assoalho pélvico e do exercício, cateter-preservativo e tratamento farmacológico) ou abordagens mais invasivas (implante de sling sub-uretral ou esfíncter urinário artificial e a injeção de agentes de volume periuretrais) ( 6 , 7 ).

O problema associado aos dispositivos anti-incontinência, especialmente os esfíncteres artificiais, é que produzir força oclusiva uretral para obter continência urinária, parede uretral cronicamente ocluída, sofre enfraquecimento estrutural, contribuindo para a ocorrência de atrofia e / ou erosão ( 3 ). A atrofia uretral ocorre pela diminuição do diâmetro da uretra, levando ao retorno insidioso da incontinência urinária. A erosão resulta na migração de um componente do dispositivo anti-incontinência para a luz uretral ( 8 , 9 ), que é clinicamente expressa por desconforto perineal, corrimento vaginal, hematúria, disúria e infecção urinária ( 10 ).

Há um interesse crescente na busca por alternativas que possam reduzir as taxas de erosão e a atrofia uretral após o implante desses dispositivos.

O uso de biomateriais em torno da uretra para atuar como barreiras protetoras tem sido estimulado e atualmente utilizado na prática clínica. Nesse sentido, a celulose bacteriana (BC), um biomaterial, demonstrou eficácia como célula motora e indutora no processo de cicatrização ( 11 , 12 ). Estudos comprovaram sua segurança e eficácia em modelos experimentais e clínicos ( 11 - 13 ).

O objetivo deste estudo foi validar a aplicação da membrana de celulose bacteriana como envoltório de reforço uretral, em modelo animal, a fim de fundamentar sua aplicação clínica como barreira protetora à uretra após o implante de dispositivos anti-incontinência baseados em morfometria e histologia. aspectos da integração da membrana BC.

MATERIAIS E MÉTODOS

Modelo animal e desenho experimental

Ratos Wistar (n = 40), pesando de 205g a 320g (250,12 ± 17,26g), foram utilizados no presente estudo. Os animais foram mantidos em ambiente apropriado com controle de temperatura e umidade, ciclo dia-noite artificialmente estabelecido por períodos de 12 horas com livre acesso a beber e ração ad libitum. Este estudo seguiu os princípios que regem o Código de Ética e Leis Experimentais de Proteção de Animais, segundo as normas vigentes no Brasil, recebendo a aprovação completa do Comitê de Ética em Experimentação Animal do Centro de Ciências Biológicas da UFPE segundo o processo nº 23076.020552 / 2012-06.

Os animais (n = 40) foram divididos em quatro grupos, com 10 animais por grupo, e denominados da seguinte forma: Grupo 1 (G1) = Sham; Grupo 2 (G2) = Celulose Bacteriana; Grupo 3 (G3) = Silício; Grupo-4 (G4) = Celulose Bacteriana + Silício. Metade dos animais de cada grupo foi sacrificada aos 4 e 8 meses para avaliar os resultados a curto e longo prazo.

Procedimento Cirúrgico

Os animais foram identificados e pesados ​​antes do procedimento cirúrgico. O procedimento anestésico foi realizado de acordo com os procedimentos operacionais padrão do Núcleo de Cirurgia Experimental.

Os animais foram anexados à mesa de operação na posição supina. A antissepsia abdominal foi realizada com solução de clorexidina. Uma incisão na linha média abdominal de ± 3cm foi feita acima da sínfise púbica. O acesso à cavidade abdominal ocorreu pela dissecção seqüencial dos planos anatômicos. A bexiga e a uretra foram então expostas. Com o uso da tesoura, foi criado um pequeno espaço suburetral (± 5mm), logo abaixo do colo da bexiga, para dar passagem à fita de silicone e / ou membrana BC. Os animais de controle tiveram o mesmo procedimento sem colocação de qualquer material.

As fitas de silício e membrana BC foram padronizadas em 3mm de largura e 7mm de comprimento. Espessuras foram, respectivamente, 0,05mm para silício e 0,54mm para BC. A membrana foi enrolada em torno da uretra e deixada no lugar. Não houve necessidade de fixá-lo com sutura, pois é autoadesivo. Pelo contrário, as fitas de silicone depois de enroladas à volta da uretra foram ancoradas com Vycril 5-0. A parede abdominal foi fechada em dois planos com categute cromado 4-0. Antibióticos não foram usados.

No período pós-operatório, os animais foram mantidos em uma instalação de criação de animais, nas mesmas condições. Cinco ratos por grupo foram mortos quatro meses após a cirurgia. A segunda metade (20 ratos) teve o mesmo procedimento após oito meses. O processo de morte foi feito por injeção intraperitoneal de tiopental sódico seguida de dose letal intracardíaca de barbitúrico. Após o acesso longitudinal à cavidade abdominal, a bexiga e a uretra foram removidas em bloco.

Resumo da membrana de celulose bacteriana

A membrana de CB utilizada em nosso estudo é um polissacarídeo obtido por síntese bacteriana de melaço de cana-de-açúcar em um processo desenvolvido na Estação Experimental de Cana-de-Açúcar da Universidade Federal Rural de Pernambuco (UFRPE), envolvida no estudo. Esse material foi fornecido embalado em álcool isopropílico e depois esterilizado com raios gama no Laboratório de Metrologia do Departamento de Energia Nuclear (UFPE), seguindo conceitos pré-estabelecidos de esterilização cirúrgica. As membranas de silicone foram doadas estéreis e nas dimensões pré-estabelecidas pela Medicone © Inovação para a Saúde Ltda. (Cachoeirinha, RS, Brasil).

Análise histológica

O material de estudo foi enviado ao Departamento de Patologia que conduziu o processo de preparação das lâminas. Depois de fixado em formalina, a secção transversal da uretra foi feita logo abaixo do colo da bexiga. Este segmento foi incorporado em etanol em concentrações crescentes, diafanizado por xileno e impregnado com parafina líquida. Os fragmentos incluídos para análise foram orientados de tal forma que seções transversais pudessem ser obtidas perpendicularmente ao eixo principal da uretra. As lâminas foram coradas com Hematoxilina-Eosina (HE) e tricrômico de Massom.

A avaliação das lâminas e a captação das imagens foram feitas com o microscópio de campo claro e imunofluorescência Axio Imager. M2m / Zeiss, conectado à câmera digital AxioCam HRc / Zeiss, responsável pela transferência de imagens para um computador. A captura das imagens foi feita através do software ZEN-2012 / Zeiss.

Medindo a intensidade da reação inflamatória

Todas as medidas foram realizadas por um observador cego e as lâminas foram selecionadas aleatoriamente. A avaliação microscópica teve como objetivo registrar a presença de neutrófilos, linfoplasmócitos, células gigantes multinucleadas (MNGC) e infiltrado granulomatoso da coloração HE, em uma análise semi-quantitativa. A intensidade da reação inflamatória foi classificada como ausente, leve, moderada e grave. Esta graduação baseou-se nos seguintes critérios [15]: 0-ausente, com menos de 5% da área examinada; 1-Leve, reação envolvendo entre 5-25% da área examinada; 2 moderado, comprometendo entre 25-70%; 3-Reação grave, envolvendo mais de 70% da área analisada.

Medindo a altura da parede uretral

Para realizar as medidas da parede uretral, a área foi dividida em quatro quadrantes para obter a média de 20 medidas para cada animal, perfazendo 5 medidas em cada uma delas ( Figura 1 ). As imagens foram capturadas com aumento de 5x nas lâminas coradas pelo HE. As medidas foram feitas através do programa Image J45 (Instituto Nacional de Saúde, Bethesda, MD, EUA). Para os diferentes grupos, a medida da espessura da parede da uretra foi feita a partir da lâmina própria da área em íntimo contato com o urotélio, até a última camada muscular externa.

 

Figura 1  A parede da uretra foi medida na lâmina própria para o limite externo da camada muscular de acordo com a imagem. A área foi dividida em quatro quadrantes para obter a média de 20 medidas para cada animal, totalizando 5 medidas em cada uma delas. 

 

Densidade dos Vasos Sanguíneos

A densidade dos vasos sanguíneos foi feita de acordo com um método previamente descrito para a quantificação da densidade de microvasos e o desenvolvimento de implantes in vivo ( 14 ). Assim, as imagens da parede do pescoço da bexiga cortadas foram coradas com HE e capturadas na ampliação de 400x e carregadas na imagem J versão do software 1.45. Uma área contígua de 10.000µm 2 de implante foi então desenhada usando a imagem J e todos os vasos na região delimitada, na sua luz contendo glóbulos vermelhos, foram contados.

A densidade dos vasos sanguíneos foi determinada dividindo o número de vasos pela área do implante e os resultados expressos em número de vasos / mm 2 . Em amostras de regiões normais da parede da uretra, a densidade do vaso foi avaliada na lâmina própria, definida como o tecido conjuntivo frouxo entre a membrana basal da urotelial e a porção interna da camada muscular.

Deposição de colágeno

A análise da intensidade de colágeno foi semi-quantitativa e baseada nos mesmos critérios descritos para análise da resposta inflamatória. O método de Masson para coloração forneceu uma análise da concentração de fibras colágenas presentes na área do implante e no tecido periuretral.

Análise estatística

A análise estatística foi feita usando o software Graph Pad Prism 5.0® (Graph Pad Software Inc. USA). Os valores dos parâmetros do estudo acima foram avaliados estatisticamente para verificação e confirmação de condições, tais como adesividade e integração da parede uretral da membrana celulósica, em comparação com a fita de silicone.

Variáveis ​​contínuas paramétricas (altura do urotélio e parede uretral) foram comparadas pelo teste t. Para não-paramétrica (densidade dos vasos sanguíneos) foi aplicado o teste de Mann-Whitney. Os escores (adesividade e integração, deposição de colágeno e respostas inflamatórias) foram comparados pelo teste qui-quadrado de Pearson. A significância estatística foi estabelecida em p≤0,05. Os testes estatísticos foram realizados utilizando o GraphPad Prism 5.0 Program® (GraphPad Software Inc., EUA).

RESULTADOS

Após o processo de abate, observou-se, durante as dissecações, que houve maior aderência aos tecidos adjacentes, incluindo a migração epiploica no G3. Os animais do G1 apresentaram a menor aderência. As partes removidas foram armazenadas em formalina tamponada a 10% antes de serem enviadas para o departamento de patologia.

O epitélio uretral respondeu de forma semelhante à presença de ambos os materiais quando aplicado isoladamente, na análise de 4 meses. No grupo de oito meses, houve redução da altura do epitélio no G2 (30 ± 1μm) e aumento no G3 (51 ± 2μm) quando comparado ao grupo G1 (45 ± 1μm). Entretanto, no G4, observou-se redução na altura do epitélio quando comparado ao grupo seguido por 4 meses (24 ± 1) e 8 meses (33 ± 3) ( Tabela 1 ).

 

Tabela 1  Parede da Uretra e Altura do Urotélio 

Altura da parede (mm)Farsa, falsoCelulose BacterianaSiliconeBC + Sil.
Acompanhamento 4 montds 8 montds 4 montds 8 montds 4 montds 8 montds 4 montds 8 montds
Uretral 0,40 ± 0,07 0,51 ± 0,15 0,51 ± 0,08 0,53 ± 0,10 b 0,58 ± 0,12 0,41 ± 0,10 0,50 ± 0,14 0,37 ± 0,11 d, f
Urotélio 0,041 ± 0,003 0,045 ± 0,001 0,041 ± 0,003 0,030 ± 0,001 a, b 0,034 ± 0,002 0,051 ± 0,002 0,024 ± 0,001 d, e, f 0,033 ± 0,003 d, e, f

Valores expressos como média ± dp. Teste t de Student significativo se p≤0,05, para um BC ≠ Sham; b BC ≠ Silicone; c Silicone ≠ Sham; d BC 'BC + Sil; e Silicone ≠ BC + Sil; f BC + Sil. ≠ Sham.

NA = Não aplicável, BC = Celulose Bacteriana; Sil = Silicone. P-valor da parede uretral b = 0,0249; d = 0,0020; f = 0,0414.

Valor p de altura do urotélio aos 4 meses: b = 0,058; d = 0,0009; e = 0,0103; f = 0,0037 e aos 8 meses: a = 0,0001; b <0,0001; d = 0,3446; e = 0,0020; f = 0,0108.

 

A vasculogênese no implante com CB foi semelhante entre 4 e 8 meses (4,44 ± 0,57µm 2 e 4,93 ± 1,32, respectivamente), com orientação da região periférica em direção à região central (centrípeta) do material remanescente quando comparado ao grupo que recebeu o silício (4 meses: 0,53 ± 0,34 µm 2 , 8 meses: 1,60 ± 0,55 µm 2 ) ( Tabela-2 ).

 

Tabela 2  Densidade dos vasos sanguíneos na área do implante 

Densidade (µm 2 )Farsa, falsoCelulose BacterianaSiliconeBC + Sil.

Acompanhamento4 meses8 meses4 meses8 meses4 meses8 meses4 meses8 meses

BCSilBCSil
Vasculogênese 1,90 ± 0,36 2,27 ± 0,43 4,44 ± 0,57a, b 4,93 ± 0,13 b 0,53 ± 0,34 1,60 ± 0,55 c 5,76 ± 0,12 f 0,68 ± 0,37d, e, f 2,48 ± 0,10 f 1,04 ± 0,43d, e, f

Valores expressos como média ± dp. Teste de Mann Whitney, significativo se p ≤ 0,05, para um BC ≠ Sham; b BC ≠ Silicone; c Silicone ≠ Sham; d BC 'BC + Sil; e Silicone ≠ BC + Sil; f BC + Sil. ≠ Sham.

NA = Não aplicável BC: Celulose Bacteriana; Sil .: Silicone Valor p de vasculogênese aos 4 meses: a 0,0159; b0,0357; f 0,0159 para BC; d 0,0079; e 0,0357; f 0,0032 para Sil. e aos 8 meses: b 0,0571; c 0,0286; f 0,0159 para BC e d 0,0357; e 0,0159; f 0,0317 para Sil.

 

Infiltrados inflamatórios se tornaram mais fortemente presentes da periferia em direção à porção central do implante no grupo BC (80% das amostras com inflamação moderada, aos 4 meses), com linfonodos, sem, no entanto, a confluência dos mesmos. Aos 8 meses a resposta inflamatória foi leve (100% das amostras se graduaram como 1) ( Tabela Suplementar-1 , Figura-2 ).

 

Tabela Suplementar 1  A intensidade da reação inflamatória. 

Pontuações (%)Farsa, falsoBCSilBC + Sil.

Acompanhamento (meses)4848484 meses8 meses

BCSilBCSil
0 100 100 0 0 67 100 0 25 0 100
1 0 0 20 100 33 0 25 0 20 0
2 0 0 80 0 0 0 75 0 80 0
3 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0
valor p a0.0044 b0.0154 a0.0143 b0.0455     f0.0076 f <0,0001 f0.0078 f <0,0001

Valores expressos em porcentagem (%). Teste qui-quadrado, significativo se p≤0,05, para um BC ≠ Sham; b BC ≠ Silicone; c Silicone ≠ Sham; d BC 'BC + Sil; e Silicone ≠ BC + Sil; f BC + Sil. ≠ Sham. NA = Não aplicável BC= Celulose Bacteriana; Sil = Silicone.

 

 

Figura 2  Fotomicrografia da interface implante-tecido. A) Grupo de Celulose Bacteriana e B) Grupo de Silicone após 8 meses. (∆) BC) (∆) Área onde o implante de silício tinha ocupado; (→) Vasos sanguíneos; (→) congestão vascular; (→) células inflamatórias. Coloração com hematoxilina e eosina. Nota: Os implantes de silicone não resistiram ao processamento histológico, por isso a área aparece como um espaço vazio. 

 

Na inserção de tecido na uretra / silicone (G3), os infiltrados inflamatórios foram dispersos (33%) e ausentes em 67% das amostras aos 4 meses e ausentes em todas as amostras aos 8 meses ( Tabela Complementar-1 , Figura-2 ).

Nos animais que receberam BC, o material remanescente foi observado na área central do implante e nas regiões mais periféricas, especialmente periuretrais, com moderada formação de CGMN (aos 4 meses) e intensa (após 8 meses). Pequenos e médios vasos também foram observados nesta área. Nos grupos que receberam silício, foi observada uma cápsula fibrosa com a presença de CGMN apenas aos 4 meses ( Figura 3 ).

 

Figura 3  Corte transversal da fotomicrografia da uretra de ratos mostrando a celulose bacteriana acrescida de implante de silicone após 4 meses (A) e após 8 meses (B). (∆) área onde o implante de silício havia ocupado; (∆) implantes de celulose bacteriana. Coloração com hematoxilina e eosina (10X). Nota: Os implantes de silicone não resistiram ao processamento histológico, por isso a área aparece como um espaço vazio 

 

No grupo G4, observou-se intensa formação de CGMN entre esses materiais. Histologicamente, observou-se aumento da deposição de colágeno (fibras finas de colágeno maduras) no grupo com CM quando comparado ao grupo que recebeu silício ( Tabela Suplementar-2 ).

 

Tabela suplementar 2  Deposição do colágeno na área periuretral. 

Pontuações (%)Farsa, falsoBCSilBC + Sil.

Acompanhamento (meses)4848484 meses8 meses

BCSilBCSil
0 N / D N / D 0 0 0 0 0 0 100 0
1 100 0 0 0 100 0 0 0
2 0 100 0 0 0 0 0 0
3 0 0 100 100 0 100 0 100
valor p um 0,0044b 0,0154 a 0,0143 b0,0455     f 0,0076 f <0,0001 f 0,0078 f <0,0001

Valores expressos em porcentagem (%). Teste qui-quadrado, significativo se p≤0,05, para um BC ≠ Sham; b BC ≠ Silicone; c Silicone ≠ Sham; d BC 'BC + Sil; e Silicone ≠ BC + Sil; f BC + Sil. ≠ Sham. NA = Não aplicável BC:Celulose Bacteriana; Sil: Silicone

 

Houve intensa presença de fibroblastos, embora não quantificada, especialmente na região adjacente à membrana remanescente da CB e leve próxima à cápsula fibrosa envolvendo o implante de silicone ( Figura 4 ).

 

Figura 4  Fotomicrografia da deposição de colágeno em implantes de celulose bacteriana (A) e implantes de silicone (B), ambos após 8 meses. Protocolo de Coloração Tricrômica de Masson para Fibras de Colágeno (20X). * Fibras de colágeno grossas. Nota: Os implantes de silicone não resistiram ao processamento histológico, por isso a área aparece como um espaço vazio 

 

DISCUSSÃO

Biomaterial é qualquer substância natural ou sintética com a capacidade de se integrar no receptor do tecido, dada uma finalidade terapêutica particular. A comunidade de pesquisa está envolvida na busca pelo modelo ideal. Entre muitos requisitos, deve ser não carcinogênico, de fácil aquisição e baixo custo e não associado à reação imunogênica, qualificando-se como estrutura segura para diversas aplicações clínicas ( 15 ). O colágeno é a matriz utilizada mais comumente na prática médica, principalmente por apresentar comprovada biocompatibilidade adequada ( 16 , 17 ).

No presente estudo, utilizamos uma matriz celulósica, que já foi avaliada em testes biomecânicos e biocompatibilidade, bem como em ensaios de citotoxicidade, como um envoltório de reforço uretral em ratos, avaliando sua integração e remodelação ao tecido hospedeiro ( 13 , 18 , 19). Uma das principais questões que consideramos de interesse nesta avaliação é a mudança na espessura das camadas da parede uretral. Descobrimos que, aos 4 meses, comportamento estatisticamente semelhante em relação à espessura uretral quando comparamos BC (G2) e silício (G3). Essa tendência muda aos 8 meses, quando houve aumento dessa medida no G2 quando comparado ao grupo silício (p = 0,0249). Os resultados no G1 são apoiados na literatura em artigo no qual o autor, utilizando o retalho suíno de submucosa do intestino delgado (SIS) no reparo da fístula uretral induzida em coelhos, produziu resultados semelhantes, porém sem detalhar os passos neste processo e seus efeitos nas camadas uretrais ( 20). A parede uretral, quando medida a partir da lâmina própria até o limite externo da camada muscular, apresentou padrão muito diferente. Os últimos resultados (8 meses) mostraram que há ganho estrutural significativo no grupo BC isolado quando comparado aos outros grupos que receberam o implante.

No grupo do implante G4 quando comparado ao grupo Sham, foi encontrada redução significativa na espessura das camadas. Este foi o grupo em que esse fenômeno foi mais evidente. Por outro lado, a reação inflamatória diminuiu significativamente de moderada para leve, em ambas as oportunidades de observação. No grupo BC, a presença de CGMN e material celulósico residual pôde ser observada aos oito meses. Além disso, neste momento, a presença de vasos sanguíneos de implantes de pequeno e médio porte na região era evidente. O grupo G3 apresentou menor reação inflamatória que o G2, mas uma formação de cápsula fibrosa foi encontrada aos 4 meses. O grupo duplo de implantes apresenta intensa infiltração de CGMN entre o silício e a uretra. É bem conhecido que o silício é reativo, induzindo reação e encapsulação de corpo estranho. Contudo,20 - 22 ).

A vasculogênese esteve significativamente presente no grupo BC quando comparada aos grupos em que o silício foi utilizado nas duas fases do estudo. Isso também foi observado no G1. Ao mesmo tempo, a presença de colágeno na área do implante com o CB, variou de leve a moderada, com a presença de fibras colágenas maduras, enquanto identificava fibroblastos não quantificados infiltrados ao redor da celulose residual. Isso foi diferente do observado nos grupos, que receberam apenas silício, onde houve intensa deposição de colágeno, em diferentes períodos de mensuração. É bem conhecido que a biocompatibilidade de um material é validada pelo grau de reação inflamatória do tecido vascularizado na área do implante ( 23 ).

Essa resposta pode variar de inconsistente com a presença de cápsula fibrótica formada e sem novos vasos, de forma consistente, com integração de colágeno maduro, vasculogênese e reação inflamatória que não comprometa a integração do material ao hospedeiro ( 20 , 21 ).

O processo de biocompatibilidade é induzido pelo recrutamento de células inflamatórias na área do implante, que por sua vez contribui para o aparecimento de neovascularização e consequente ingestão nutricional, necessárias para a sobrevivência e transformação da matriz implantada ( 23 - 25 ). Vale ressaltar que no próprio processo inflamatório a celularidade é gradativamente substituída por fibroblastos e, portanto, a deposição de colágeno, serve como base de plataforma para o surgimento de uma nova estrutura tecidual ( 24 ).

Em nosso experimento, BC induziu o aparecimento de fibroblastos na área do implante, que estava em equilíbrio com a deposição de colágeno, sem tendência a encapsulamento. Esse fenômeno foi observado com o uso do silício. A literatura sobre esse assunto é escassa. No entanto, os resultados do estudo clínico sugerem que o silício em contato direto com o tecido uretral aumenta o risco de erosão, independentemente da pressão aplicada na área ( 25 ).

Em outros estudos com o CB, foi encontrada intensa resposta inflamatória na fase inicial do processo de incorporação, que diminui com o tempo, à medida que mais colágeno é incorporado sem evidência de encapsulamento. Esse fenômeno é interpretado pelos autores como um sinal que endossa a condição de biocompatibilidade do material ( 11 , 12 ).

Analisando as diferentes fases da incorporação de BC ao tecido hospedeiro, nossa impressão final é que o nível de parâmetros de deposição de colágeno, vasculogênese e aumento estrutural na espessura da parede uretral levam à crença de que isso pode representar uma nova perspectiva para maior sobrevida de implantes artificiais em urologia e outras áreas. Como a membrana BC é um produto natural obtido a partir de fonte renovável e de baixo custo, pode ser considerado como um novo material futuro a ser utilizado na área de urologia.

CONCLUSÕES

O BC foi bem integrado ao receptor tecidual, contribuindo para a remodelação e o fortalecimento da arquitetura com base nos aspectos morfométricos e histológicos da integração da membrana BC. Podemos, portanto, aceitar que este novo material pode ser uma opção futura para evitar danos na uretra.

 


JAIURTE GOMES MARTINS DA SILVA
PE - VITORIA DE SANTO ANTAO

Indique este Artigo enviando o Link:
http://www.crbiodigital.com.br/portal?txt=3177353531


 retorna

 

  :: Pesquisa Artigos
contenha a palavra 
Regional 
Nome do(a) Biólogo(a) 


pesquisar



Copyright 2007  -   contatocrbiodigital@crbiodigital.com.br  -   privacidade