LA EVOLUCION DEL CAMPO DE LOS BIOMATERIALES

PRÓLOGO
Este trabajo de investigación bibliográfica tiene por objeto explicar los implantes
óseos (hidroxiapatita), su constitución, fabricación, compatibilidad, funcionamiento,
etc...
Para lograr un entendimiento global del tema, es necesario saber de donde
provienen los implantes óseos, que ciencia los estudia, los desarrolla, los aplica, etc...
Teniendo en cuenta esto, se llegó al siguiente árbol, donde los implantes óseos
son sólo una rama.
BIOMATERIALES
ING. DE
BIOMATERIALES
Tejidos Oseos
Ing. de Tejidos
Funcionamiento
del hueso
Métodos de
Regeneración
HIDROXIAPATITA
Este informe explicará a demás de los implantes óseos, las diferentes ramas que
presenta este árbol, todo esto con el objetivo de lograr un mejor entendimiento del
tema.
ÍNDICE
PRÓLOGO
LA EVOLUCIÓN DEL CAMPO DE LOS BIOMATERIALES
LOS BIOMATERIALES DE HOY Y MAÑANA
CARACTERÍSTICAS DE LA CIENCIA Y DE LA INGENIERÍA DE BIOMATERIALES
ÁREAS ESPECÍFICAS DE ESTUDIO
Materiales Cerámicos
Materiales Metálicos
Materiales Polimáricos
Dispositivos para liberación de drogas
Soporte e implante de células vivas
Tejido óseo
Ingeniería de tejidos
Transtornos causados por la adhesión de tejidos
Mejoría de los ensayos de biocompatibilidad
ESTADO ACTUAL DE LA CIENCIA E INGENIERÍA DE LOS BIOMATERIALES
IMPLANTES ÓSEOS
TEJIDOS ÓSEOS
Introducción
Descripción
Matriz ósea
Dinámica del hueso
Crecimiento óseo
Modelado óseo
Remodelado óseo
Reparación ósea (Fracturas)
MÉTODOS DE REGENERACIÓN DEL TEJIDO ÓSEO
Pautas para regeneración de los tejidos óseos
Análisis del producto
Regeneración endógena del hueso
Biomateriales sintéticos
Hidroxiapatita sintética
Tejido óseo desantigenizado de origen animal
Hueso humano tratado
APLICACIONES DE LA HIDROXIAPATITA
CEMENTO DE HIDROXIAPATITA
Propiedades del Bonesource
Características del Bonesource
Instrucciones de uso del Bonesource
Ventajas del Bonesource
HIDROXIAPATITA EN EL RELLENO DE LOS DEFECTOS ÓSEOS
Estudio
Resultados
Estudio radiológico
Análisis macroscópico
Estudio de microscopía óptica
RECUBRIMIENTO DE HIDROXIAPATITA SOBRE SUSTRATOS ORGÁNICOS
E INORGÁNICOS MEDIANTE UN MÉTODO BIOMIMÉTICO
Procedimiento experimental
Resultados y Discusión
Conclusiones
APLICACIONES ACTUALES Y FUTURAS
Líneas de investigación
Algunos de los últimos proyectos desarrollados
BIBLIOGRAFÍA
LA EVOLUCION DEL CAMPO DE LOS BIOMATERIALES
El uso de materiales para la elaboración de utensilios se asocia a la historia de la
humanidad desde tiempos remotos y dio lugar al desarrollo de tecnologias, las que en
muchos casos, definieron el avance de las grandes civilizaciones.
El paso inicial del desarrollo de las nuevas disciplinas de la ciencia e ingeniería
de matenales sucedió en la década del 50, con el uso de procedimientos empiricos
para adaptar materiales convencionales a aplicaciones biomédicas. Esto fue generando
respuestas a los desafíos planteados por la necesidad de producir dispositivos
biomédicos de alto rendimiento.
El uso de materiales no biológicos en medicina es, sin embargo, muy anterior a
la década del 50. Sus primeros antecedentes documentables se remontan 3000 años
a.C., en el antiguo Egipto. También durante las civilizaciones clásicas de Grecia y
Roma (siglo VII a.C. a siglo IV d.c.) se usaron materiales no biológicos, en particular,
metales y otros materiales naturales para el tratamiento de heridas y de algunas
enfermedades.
Ya en la era moderna, en la Europa del siglo XVI se empleó el oro y la plata para
la reparación dental y, más tarde, hilos de hierro para la inmovilización de fracturas
óseas. Los avances tecnológicos de fines del siglo XIX, en particular el desarrollo de la
anestesia, de la cirugía en condiciones estériles y de los rayos X, dieron un fuerte
impulso a la búsqueda de metales que pudieran ser utilizados en el interior del cuerpo.
Pero a poco tiempo de la aplicación de metales a este fin, aparecieron inconvenientes
causados por la corrosión o porque los metales carecían de las propiedades mecánicas
necesarias para que el dispositivo cumpliera adecuadamente la función para la que fue
diseñado. Para superar estos inconvenientes se investigaron nuevas aleaciones
metálicas, entre las que cabe mencionar las de cromo-cobalto y los aceros inoxidables.
Hacia 1940 se mejoró la resistencia a la corrosión de los aceros mediante el
agregado de 2-4% de molibdeno. Hacia 1960 se redujo la cantidad de carbono en estos
aceros inoxidables a menos del 0,03% (tipo 316L), por lo que se logró una importante
mejoría adicional. Posteriormente, la introducción del titanio y de sus aleaciones con
niobio y tantalio, extendió el campo de aplicación de los metales.
La aplicación de biomateriales no metálicos comenzó también tempranamente.
Durante la Edad Media fueron utilizados en ligaduras destinadas a detener hemorragias
y en algunos de los procedimientos quirúrgicos. Su desarrollo se aceleró a principios de
este siglo con el descubrimiento de materiales para fabricar hilos de sutura capaces de
ser degradados y absorbidos por el organismo. Sin embargo, la investigación
sistemática y planificada de los materiales útiles para la fabricación de prótesis e
implantes sólo surge después de la segunda Guerra Mundial como consecuencia del
avance del conocimiento en ciencia y tecnología de materiales.
Un factor que impulsó fuertemente el desarrollo de materiales implantables
durante este siglo fue el enorme aumento de su demanda producida por la necesidad
de rehabilitar a millones de inválidos de guerra. Este aumento corrió en paralelo con
avances en otros terrenos que crearon condiciones favorables para obtener soluciones
eficaces. Entre ellas cabe mencionar a la investigación y desarrollo en general de
nuevos materiales, es especial de los poliméricos, la disminución del riesgo de
infecciones causada por la aparición de los antibióticos eficaces y los adelantos en el
conocimiento de los procesos biológicos desencadenados como consecuencia del
contacto de la materia viva con el biomaterial.
La observación clínica de que la inclusión de partículas metálicas en los cuerpos
de los soldados heridos era bien tolerada, otorgó a los médicos un criterio empírico que
justificó el uso de implantes metálicos para corregir daños en el cráneo o para la
fijación interna de fracturas. La comprobación de que los pilotos de guerra no sufrieron
alteraciones en la funcionalidad del ojo frente a inclusiones oculares de astillas de
poli(metilmetacrilato), polímero vítreo empleado en las ventanillas de los aviones,
condujo al desarrollo de las lentes intraoculares fabricadas con este material. Estas son
consideradas aún hoy en día como uno de los implantes más exitosos. El
poli(metilmetacrilato) también se usa con éxito en cirugía ortopédica como cemento
para la fijación de prótesis.
Durante las décadas del 40 y el 50, la investigación y el desarrollo de los
implantes estuvo exclusivamente en manos de cirujanos. Algunos de los implantes
concebidos y probados con la dirección de profesionales médicos están todavía en uso
(por ejemplo: implante de cadera de Charnley, el cemento acrílico y las fibras de
Blakemore para injertos vasculares).
Durante la década del 60 se publicaron los primeros estudios sobre las lesiones
provocadas por la presencia de un implante, e hizo su aparición el término
biocompatibilidad para definir el grado de tolerancia del material por parte de la materia
viva. La determinación de la biocompatibilidad para cada aplicación específica y para
cada sistema formado por material y el medio biológico con el que estará en contacto,
requiere la realización de una serie de ensayos de acuerdo con protocolos
preestablecidos y del posterior análisis estadístico de los resultados obtenidos.
A finales de los años 60, los ingenieros ingresaron en los laboratorios de clínica
médica, quirúrgica y dental, y sus contribuciones comenzaron a aparecer en la
literatura biomédica. El primer simposio de Biomateriales que se celebró en la
Universidad de Clemson ,en 1969, marca el punto de partida de la necesaria
integración de las disciplinas complementarias a la ingeniería y a la medicina para el
desarrollo de materiales biomédicos.
La influencia del ingreso de la ingeniería al campo de los biomateriales se
evidenció en la aplicación de técnicas para caracterizar la estructura y la superfíce de
los materiales, a los efectos de correlacionarlos con las respuestas biológicas
observadas. También, con la incorporación de los materiales cerámicos para el
reemplazo de partes óseas y con el desarrollo de materiales compuestos.
La comunidad científica que desarrollaba tareas en este campo se agrupó en
diversas sociedades, tales como la Sociedad de Biomateriales (EE.UU) fundada en
1974 y la Sociedad Europea de Biomateriales.
En 1978 se efectuó el primer Congreso Internacional sobre Biomateriales. Desde
entonces se produjo un crecimiento notable en el número de trabajos presentados y en
el número y nivel de los recursos humanos formados en el área.
LOS BIOMATERIALES DE HOY Y DE MAÑANA
La mayoría de los materiales utilizados actualmente en dispositivos médicos
constituyen materias primas (commoditties) estándar que se usan no sólo en medicina
sino en otras y muy variadas áreas de la producción industrial. De entre ellas es posible
señalar unas veinte formulaciones básicas que se aplican en biomateríales, catorce de
ellas son poliméricas, cuatro metálicas y dos cerámicas.
Los polímeros son materiales constituidos por grandes moléculas
(macromoléculas) formadas por la unión entre sí de moléculas pequeñas llamadas
monómeros. La unión de los monómeros puede dar lugar a cadenas lineales, a
cadenas ramificadas o a redes. Las distintas formas de asociación de los monómeros
participa en la determinación de las propiedades del polímero y, por lo tanto, en su
utilidad para diversas aplicaciones. Los principales polímeros empleados en
aplicaciones médicas y farmacológicas son: (el número que sigue a cada uno de ellos
representa la participación porcentual de este en el total de los polímeros que se usan
como biomateriales) el polietileno de baja densidad LDPE (acrónimo de Low Density
Poly Ethylene) 22%, el policloruro de vinilo (PVC) 20%, el poliestireno (PS) 20%, el
polietileno de alta densidad HDPE, (acrónimo de High Density Poly Ethylene) en la que
los monómeros de etileno están asociados en forma de cadenas lineales 12%; el
polipropileno (PP) 10%, los poliésteres termorrígidos 4%, los poliuretanos (PU) 2%, los
acrílicos 2%, el nylon (poliacetato) 2%, epoxis 1% y otros (poliacetales, celulósicos,
poliésteres termoplásticos, policarbonatos, polisulfonas, siliconas, resinas ureaformaldehído) en un 5%.
Entre los materiales metálicos se destacan los aceros inoxidables tipo 316L, las
aleaciones de cobalto y cromo, las aleaciones titanio, aluminio y vanadio y las
aleaciones cobalto, níquel, cromo y molibdeno.
Los cerámicos son materiales inorgánicos formados por elementos metálicos y no
metálicos unidos principalmente por enlaces iónicos (electrostáticos) y uniones
covalentes (electrones compartidos). Los cerámicos suelen tener gran estabilidad
química frente al oxígeno, el agua, los medios ácidos, alcalinos y salinos, y los
solventes orgánicos. Son muy resistentes al desgaste y generalmente se comportan
como buenos aislantes térmicos y eléctricos. Todas estas propiedades son ventajosas
para su aplicación como biomateriales. Los materiales cerámicos han adquirido
recientemente una gran importancia como candidatos para la fabricación de implantes.
Los principales dentro de esta categoría son la alúmina (monocristal de óxido de
aluminio), el carbón pirolítico, la hidroxiapatita (fosfato de calcio hidratado) y los
vitrocerámicos basados en Si02 - CaO -Na2O - P205 y algunos en MgO y K20, (Si=silicio,
Ca=calcio, Na=sodio, P=fósforo, Mg magnesio y K= potasio).
A pesar de que han demostrado ser clinicamente aceptables, ninguno de los
materiales mencionados hasta ahora fue originalmente diseñado para ser aplicado en
medicina, por lo que estan condenados a su extinción y progresivo reemplazo por
nuevos y más eficaces materiales que surgirán de los actuales procedimientos de
desarrollo racional en los que se pueda definir y controlar la naturaleza de la respuesta
biológica que generarán. Se intenta de este modo adecuar la interacción del material
con el medio biológico con el que estará en contacto.
Tradicionalmente, se consideraba que un material era adecuado para su uso cuando
no producía daño ni reacción adversa del organismo. En esos casos el material era
definido como inerte. Sin embargo, con el correr de los años se ha demostrado que
todo cuerpo extraño causa alguna reacción biológica. En el caso de los materiales
mencionados hasta ahora, la respuesta biológica es habitualmente inespecifica y lenta.
Durante ella se activan en forma simultánea una variedad amplia de procesos, lo
que confiere consecuencias impredecibles a sus efectos a largo plazo.
El desarrollo racional de un dispositivo o pieza implantable debe tener en cuenta
los requerimientos de la aplicación y adoptar criterios racionales para la selección o
diseño y desarrollo de los materiales. Debe considerar tanto las capacidad del material
para adquirir de manera reproducible la forma que debe tener la pieza final, así como
su biocompatibilidad y bioestabilidad.
La aplicación de criterios racionales de diseño ha recibido un fuerte impulso con
el desarrollo de técnicas tales como la microscopia de fuerza atómica (AFM, acrónimo
de Atomic Force Microscopy) y la microscopia de efecto túnel (STM, acrónimo de
Scanning Tunnel Microscopy), dos procedimientos que permiten conocer la topografía y
la organización de las moléculas en la superficie de un material con una resolución de
nanómetros (esto es, de una milésima de millonésima de metro), lo que hace posible
caracterizar la superficie de un material a escala atómica. Esta información, junto al
conocimiento de cuáles son los procesos biológicos que se estimulan como
consecuencia de la estructura química y la topografía de cada biomaterial, ha llevado al
desarrollo de una nueva generación de biomateriales cuyo diseño se basa en la
observación del ordenamiento estructural de su superficie. También, en el
reconocimiento en ella de sitios precisos donde tienen lugar las reacciones que definen
la respuesta biológica y en general, del estudio de cómo el ensamble de moléculas en
una superficie es capaz de desencadenar y controlar diferentes reacciones en la
materia viva.
CARACTERISTICAS DE LA CIENCIA Y DE LA INGENIERíA DE BIOMATERIALES.
La comunidad académica internacional ha reconocido la importancia de las
investigaciones de carácter multi e interdisciplinario y ha reclamado acciones para que
estas sean promovidas.
Las investigaciones propias de la ciencia y la ingeniería de biomateriales constituyen
un ejemplo de actividades interdisciplinarias cuyos contenidos no pueden ser
encuadrados dentro de los límites curriculares de los estudios universitarios
tradicionales. Téngase en cuenta que la ciencia de los biomateriales estudia los
parámetros que definen las interacciones entre un biomaterial con un sistema
biológico; mientras que la ingeniería de biomateriales incluye la investigación y
desarrollo de materiales con control de calidad, tanto en lo que se refiere a su
estructura como a su superficie realizado a escala de nanómetros (nanotecnologías).
Esta naturaleza multidisciplinaria hace que la ciencia e ingeniería de los biomateríales
comparta áreas temáticas pertenecientes a variados sectores del conocimiento. Las
áreas compartidas están esquematizados en la figura 1, y pueden agruparse en cuatro
grandes campos las ciencias básicas, las especialidades médicas, las ciencias
biomédícas y la ingeniería. Entre las ciencias básicas involucradas se destacan la
biología celular y molecular, la ciencia de los materiales y la ciencia de las superficies.
Prácticamente todas las especialidades de la medicina hacen uso de los biomateriales.
Dentro de las ciencias biomédícas se deben destacar: la cirugía, la fisiología y la
anatomía. En el campo de la ingeniería sobresalen las ingenierías de materiales, la
ingeniería mecánica y la ingeniería química.
Figura 1: Disciplinas que participan en la ciencia e ingeniería de los biomateriales
Puede por lo tanto afírmarse que tanto la ciencia como la ingeniería de biomateriales,
más que ningún otro campo de la tecnología contemporánea, reúnen a investigadores
con diferente formación académica que deben actuar manteniendo una comunicación
clara y fluida.
La figura 2 ilustra en su columna izquierda las etapas típicas del proceso de desarrollo
de un biomaterial y de la construcción de un dispositivo a partir de él. También, señala
en su columna derecha las interacciones interdisciplinarias que se establecen durante
cada etapa del proceso. Queda así definido cómo diferentes disciplinas pueden
trabajar en conjunto, desde la identificación de la necesidad de un biomaterial hasta el
desarrollo, construccción, implantación o remoción de él para su estudio en la etapa de
investigación clínica
Figura 2: Las distintas acciones involucradas en el desarrollo de un dispositivo
compuesto
por un biomaterial y los profesionales que participan
Los dispositivos biomédícos tienen un alto valor agregado. El tamaño del mercado para
ellos constituye el principal factor que define el interés de las empresas por producirlos
y determina por lo tanto, su disponibilidad comercial. Un componente adicional que
afecta la disponibilidad de los biomateriales es el riesgo económico asociado a las
demandas judiciales de los pacientes afectados por supuestos efectos nocivos de un
determinado material. El uso en ocasiones abusivo de estas demandas ha llevado a
que empresas proveedoras retiren biomateríales del mercado. En consecuencia, la
proclamada intención de proteger la salud del paciente que demanda por un daño
puede tener un efecto negativo sobre la salud pública, al comprometer la continuidad
de prácticas médicas que requieren de dispositivos confeccionados en base al
compuesto retirado del mercado.
ÁREAS ESPECIFICAS DE ESTUDIO
El desarrollo de nuevos biomateriales obliga a la complementación de conocimientos
provenientes de dos áreas muy diferentes: la ciencia de materiales y la biología. La
investigación actual y futura se concentra principalmente en los siguientes temas:
Materiales cerámicos: Entre los más estudiados se encuentran los biovídrios y la
hidroxiapatita, empleados para la reparación de huesos debido a su capacidad de
integración eficiente con el tejido vivo. Otro tema de investigación actual es el
desarrollo de cementos quirúrgicos que contienen rellenos cerámicos provistos de
actividad biológica. Esto mejora la fijación y estabilización del implante a largo plazo, ya
que la incorporación de rellenos promueve la diferenciación celular e induce la
formación de depósitos de hidroxiapatita proveniente del medio biológico en la zona de
contacto entre el cemento y el hueso, lo que así posíbilita el crecimiento de tejido
nuevo.
Materiales metálicos: Se buscan nuevas técnicas de procesamiento para maximizar
las propiedades mecánicas de las aleaciones actuales y lograr que sus superficies
tengan texturas adecuadas para inducir la respuesta biológica deseada. Por ejemplo,
está en estudio el desarrollo de microelectrodos para dispositivos neurológicos que
resistan la corrosión y en particular, el fenómeno de tensión-corrosión (stress corrosion
cracking) inducida por el medio biológico. También se está prestando atención a las
propiedades superelásticas de aleaciones de níquel y titanio, y al fenómeno de
memoria de forma para "stents". Los "stents" son dispositivos tubulares expansibles
que se usan en medicina para mantener abiertos a conductos tales como arterias,
venas, uretra, tráquea y evitar su colapso. El término superelásticos describe la
capacidad de algunas aleaciones metálicas de sufrir grandes deformaciones y retornar
a la forma original una vez que la fuerza que genera la deformación desaparece. Por
ejemplo, un acero inoxidable común sufre deformaciones elásticas de un 0,5%,
mientras que las aleaciones utilizadas en los stents, alcanzan deformaciones de hasta
un 11%.
Materiales polimáricos: La gran variedad de fórmulas y la versatilidad de diseño de
estos materiales los han convertido en los componentes más frecuentemente utilizados
en la fabricación de dispositivos biomédicos. Entre los campos de estudio actual con
estos materiales cabe mencionar el desarrollo de polímeros bioabsorbibles (esto es,
que son degradados en el medio biológico y sus productos de degradación son
eliminados mediante la actividad celular), utilizados en estructuras, en sistemas de
liberación de drogas, como soporte de células vivas, en el reemplazo de tejidos, ya
sean duros o blandos, y en piezas y dispositivos para la fijación de fracturas.
Un tema de gran interés actual es el desarrollo de materiales híbridos, formados por la
combinación de materiales sintéticos y naturales. Estos tienen múltiples aplicaciones,
entre las que se pueden mencionar los biosensores (esto es, dispositivos capaces de
reconocer señales químicas), los sistemas de liberación controlada de drogas y los
materiales con superficies modificadas que contienen moléculas capaces de
interaccionar en forma específica con el medio biológico. La modificación de las
superficies constituye una línea de investigación importante en medicina
cardiovascular. En este caso, el objetivo es incrementar la compatibilidad con la sangre
de los materiales en contacto con ella, disminuyendo el daño de los componentes
sanguíneos (por ejemplo hemólisis) producido por la formación de depósitos en la
superficie del dispositivo. Las superficies modificadas también tienen importancia en
neurología, en particular en la búsqueda de recubrimientos poliméricos para
microelectrodos que permitan una adhesión selectiva de estos al tejido nervioso
asegurando un buen contacto que facilite la efectiva transmisión de señales eléctricas.
Dispositivos para la liberación de drogas: La necesidad generada por el desarrollo
de drogas que no pueden ser administradas por las vías tradicionales, intramuscular,
subcutánea o endovenosa y la frecuente conveniencia de suministrar un fármaco de
manera localizada y controlada en el lugar donde debe ejercer su acción, han
promovido un área de investigación y desarrollo de biomateriales dentro del campo de
la farmacia. Por ejemplo, en la elaboración de dispositivos que incorporan una droga
en una matriz bioabsorbible, la liberación y consiguiente disponibilidad de la droga está
determinada por la velocidad con que se degradá el polírnero que la contiene.
Soporte e implante de células vivas: En el ya mencionado campo de los órganos
artificiales, se destacan las investigaciones actuales orientadas a retener células
hepáticas o pancreáticas dentro de soportes formados por polímeros. Esto permite, por
un lado la función normal de las células y por el otro, la protección de ellas contra el
ataque del sistema inmune. El uso de materiales como soporte de células también
tiene su aplicación en cardiologia donde se busca obtener prótesis vasculares en cuya
superficie interna se puedan fijar las células endoteliales, lo que no se ha logrado aún
con las actuales prótesis comerciales de dacrón o tefíón. En condiciones fisiológicas,
las células endoteliales son las que tapizan la superficie interna de los vasos
sanguíneos y del corazón, y constituyen por lo tanto el material biológico que está en
contacto directo con la sangre.
Tejido óseo: El campo de la ortopedia es uno de los más estudiados. Entre los temas
en investigación se destaca el desarrollo de materiales para la fijación de fracturas.
Estos incluyen dispositivos metálicos y materiales bioabsorbibles. La utilización de
estos últimos evita el trauma de una segunda operación para extraer el dispositivo
metálico, una vez que se haya soldado la fractura. También se encuentran en estudio y
desarrollo materiales para implantes y regeneración del tejido. En estos casos, se
emplean materiales compuestos en los que uno de sus componentes es bioabsorbible.
Esto permite que el crecimiento del nuevo tejido óseo tenga lugar en forma
sincronizada con la desaparición por degradación del biomaterial y contribuye a lograr
la integración efectiva del implante con el tejido óseo.
Ingeniería de tejidos: Esta puede ser considerada una ciencia en sí misma. Se
encarga del desarrollo de sustitutos biológicos para restaurar, mantener e inducir el
crecimiento de tejidos. Además del caso del tejido duro (óseo) mencionado, se
estudian materiales para el tratamiento de alteraciones del músculo esquelético, del
sistema cardiovascular y de trastornos neurodegenerativos.
Trastornos causados por la adhesión de tejidos: Una compucación común en las
intervenciones quirúrgicas es la aparición de adherencias entre diferentes tejidos u
órganos vecinos. Ello puede ocasionar trastornos más graves que el que causó la
operación. Es común luego de una intervención quirúrgica sencilla, como por ejemplo
la extirpación de un quiste de ovario, que el tejido manipulado se adhiera a los tejidos
de órganos circundantes. Estas adherencias pueden, por ejemplo, impedir la libertad
de movimiento del intestino delgado y dar lugar a obstrucciones intestinales. Para
prevenir la aparición de las adherencias postoperatorias, se están desarrollando
delgadas películas (films) de polímeros, en la mayoría de los casos bioabsorbibles, las
que al evitar el contacto entre diferentes tejidos durante la fase postoperatoria, impiden
la generación de adherencias.
Mejoría de los ensayos de biocompatibilidad: Es necesario desarrollar métodos
más rápidos y menos costosos que los actuales, que puedan aplicarse sobre sistemas
celulares, esto es in vitro, para evaluar la biocompatibilidad de nuevos materiales.
Estos desarrollos reducirían el gran número de ensayos en animales y en humanos "in
vivo" que deben realizarse actualmente para obtener esta información. Además,
podrían predecir con un alto grado de certidumbre el rendimiento biológico del material
sometido a estudio.
Otros temas de interés actual son: la búsqueda de materiales de referencia para la
estandarización de los estudios de la interacción del biomaterial con la sangre y los
tejidos, y la definición de los procesos de esterilización adecuados a las distintas
formulaciones y diseños existentes.
ESTADO ACTUAL DE LA CIENCIA E INGENIERíA
DE LOS BIOMATERIALES
En Estados Unidos y en Europa se realizan grandes inversiones en el tema y
además manejan un gran tamaño de mercado. Por ejemplo en 1990 los gastos
totales de los EE.UU. en el sistema de salud ascendieron a unos 666.200 millones
de dólares por año. La inversión anual en investigación y desarrollo en ciencias
vinculadas a la salud es de 22.600 millones de dólares. El número de empleados
en la industria de dispositivos biomédicos registrado en 1988 fue cercano a los
200.000 y el número de fabricantes en 1991, de unos 19.300.
Actualmente, tanto el mercado estadounidense como el de la comunidad europea
afrontan serios problemas debido a la crisis generada por el retiro del mercado de
diversas formulaciones tradicionales, empleadas en la producción de biomateriales
y dispositivos. El área más afectada por este proceso es la relacionada con los
materiales de uso intracorpóreo, principalmente los poliuretanos de uso en
cardiología (para dispositivos de asistencia cardíaca, recubrimientos para
conductores de marcapasos, etc.), los elastómeros de silicona, las fibras de teflón
(para conectores arteriovenosos), poliacetales y poliésteres (para prótesis
vasculares). Lamentablemente, en muchos de estos casos no hay materiales
disponibles para reemplazar los que han sido retirados del mercado. La venta de
materiales a la industria médica representa una minúscula porción del negocio
total de muchas empresas, esto sumado con las millonarias demandas por
responsabilidad civil basadas en supuestos efectos nocivos de los biomateriales y
a la publicidad negativa que estas generan, no debe sorprender que algunos de
los productores de matenas primas opten por retirar sus productos del mercado.
Esto ha limitado la oferta de formulaciones por parte de nuevas compañías. Si esta
situación llegara al embargo permanente por parte de los proveedores de
materiales, la falta de disponibilidad de dispositivos implantables obligaría a
suspender muchas prácticas médicas usuales. Algunas compañías han
comenzado a desarrollar materiales diferentes de los de alto riesgo con el objeto
de mejorar su rendimiento a largo plazo. La discusión para superar la crisis incluye
también consideraciones acerca de cambios de legislación y el desarrollo de
estándares adecuados que permitan comparar y establecer equivalencias con los
materiales alternativos.
En América Latina, debe considerarse el alto costo del proceso que se extiende
desde el desarrollo de la idea hasta su concreción en forma del uso de un
biomaterial en un paciente. Este costo no sólo es el de las materias primas que
emplea y los programas de investigación y equipamiento requeridos, sino también
el de los procesos de validación y de aprobación del protocolo de fabricación y
comercialización.
El alto valor agregado determina que la investigación y desarrollo de materiales
biomédicos estén muy ligados a los gastos que realiza un país en el sistema de
salud. Como consecuencia de esto, los materiales y dispositivos biomédicos (la
mayor parte importados) no resultan accesibles para la mayoría de los pacientes.
IMPLANTES OSEOS
TEJIDOS ÓSEOS
INTRODUCCIÓN
El hueso posee una resistencia a la tensión similar a la del hierro pero es
tres veces más ligero y diez veces más flexible. Es el principal componente del
esqueleto adulto por lo que posibilita la acción mecánica de la musculatura,
protege órganos vitales y alberga la médula ósea hematopoyética. El hueso
sirve además de reservorio de calcio, fósforo y otros iones. En relación con su
función, los huesos del esqueleto presentan formas y tamaños diferentes pero
poseen una estructura común: Una corteza de hueso compacto (80% del
volumen total de hueso) que por su superficie interna se halla en continuidad
con un hueso de aspecto esponjoso o trabecular (20% del volumen total de
hueso). En el interior del hueso compacto existe una red de finos canales
longitudinales (canales de Havers) y transversales (canales de Volkmann) que
transportan los vasos que posibilitan su nutrición, y nervios. El hueso compacto
predomina en el esqueleto apendicular y es adecuado para resistir la flexión, la
torsión y el cizallamiento. El hueso esponjoso se halla constituido por un
entramado de tabiques que se orientan de forma paralela a las líneas de
fuerza. Predomina en el esqueleto axial y es adecuado para resistir las fuerzas
de compresión y tensión que se generan en esta región.
DESCRIPCIÓN DEL TEJIDO ÓSEO
Es un tipo especializado de tejido conectivo cuya matriz extracelular se halla
mineralizada en su mayor parte. Las células del tejido óseo son: osteoblastos,
osteocitos, y osteoclastos.
MATRIZ ÓSEA
Más de un 99% en volumen de la matriz ósea se halla mineralizado (hueso
cortical: 99,9%; hueso esponjoso: 99,2%) por lo que posee un componente orgánico y
otro inorgánico. El componente orgánico se halla integrado por colágeno tipo I (8590%) y una pequeña proporción de otras proteínas (10-15%): proteoglicanos (biglicano,
decorina), proteínas implicadas en la adhesión celular (trombospondina, osteonectina,
sialoproteína ósea), osteocalcina y factores de crecimiento. En el hueso maduro las
fibras colágenas se disponen en láminas paralelas (hueso laminar) pero en cada lámina
las fibras forman un ángulo agudo con respecto a las de las láminas contiguas. Esta
disposición determina que al observar hueso laminar mediante luz polarizada (Fig.1)
alternen las laminas claras de aspecto muy brillante (láminas birrefringentes: fibras
orientadas perpendicularmente a luz polarizada ) con las oscuras (láminas no
birrefringentes: fibras orientadas en un ángulo mas o menos agudo con respecto a la
luz polarizada). No obstante, estudios recientes mediante microscopía electrónica de
barrido ponen en duda esta concepción clásica. Estos estudios sugieren que la
alternancia de laminas claras y oscuras podría ser debido a que en las láminas
birrefringentes existe una mayor densidad de fibras y no a una distinta orientación de
éstas. En el hueso embrionario o inmaduro las fibras se disponen de manera
desordenada (hueso plexiforme). Cuando este tipo de hueso se observa mediante luz
polarizada no muestra alternancia de bandas claras y oscuras sino un aspecto
finamente fibrilar. Este aspecto es debido a que solo brillan las escasas fibras
colagenas que al azar han quedado dispuestas perpendicularmente a la luz polarizada
(Fig.2). En el esqueleto adulto normal el hueso plexiforme prácticamente ha
desaparecido, pero puede formarse de nuevo si se acelera la producción de matriz
(callos de fractura, tumores óseos...). El componente inorgánico de la matriz ósea está
constituido en su mayor parte por fosfato cálcico (Fig.3) en forma de cristales de
hidroxiapatita. El hueso laminar se halla más densamente mineralizado que el hueso
plexiforme.
Fig. 1: Laminas birrefringentes de color claro que alternan con láminas
paralelas de color oscuro (Polarización x 200).
Fig. 2: Obsérvese la disposición irregular de las fibras birrefringentes que
integran la matriz ósea en un caso de hiperparatiroidismo (Polarización x
200).
Fig.3: Ribete de osteoide (color rojo) sobre hueso mineralizado (color
negro), (von Kossa x 200).
La matriz ósea que no se halla mineralizada constituye menos del 1% en
volumen del total y se denomina osteoide. El osteoide puede observarse en forma de
finos ribetes de unas 10 micras de espesor (Fig.3) que revisten la superficie de algunas
trabéculas y tapizan algunas cavidades intracorticales.
La matriz ósea es la responsable de las extraordinarias propiedades biomecánicas del
hueso. Las fibras colágenas le proporcionan flexibilidad y resistencia a la tensión
mientras que las sales minerales le confieren dureza, rigidez y resistencia a la
compresión. De hecho esta estructura es muy similar a la que se trató de conseguir
cuando se desarrolló el hormigón armado. En este material de construcción el
entramado de hierro realiza un papel funcional similar al que en el hueso llevan a cabo
las fibras colágenas y el hormigón realiza el papel funcional que en el hueso lleva a
cabo el mineral.
DINÁMICA DEL HUESO
El esqueleto , a pesar de estar constituido en su mayor parte por matriz
extracelular, es uno de los sistemas más dinámicos del organismo y presenta
fenómenos de crecimiento, modelado, remodelado y reparación.
CRECIMIENTO ÓSEO
El crecimiento óseo se inicia en la vida embrionaria y sigue hasta la pubertad. El
crecimiento en longitud se efectúa mediante la adición de hueso nuevo a la cara
diafisaria de la placa de crecimiento o fisis.
La placa de crecimiento es una estructura con forma de disco que se halla
intercalada entre la epífisis y la diáfisis. En la placa de crecimiento se distinguen dos
regiones, una central y otra periférica. La región central está constituida por cartílago
hialino en el que se distinguen, desde la epífisis a la diáfisis, cuatro zonas: zona
germinal, zona proliferativa, zona de cartílago hipertrófico y zona de cartílago
calcificado.
Zona germinal (capa de reserva o de reposo): Es la zona más cercana a la epífisis.
Está constituida por células cartilaginosas aisladas de forma oval. En esta capa se
observan mitosis y existe una intensa síntesis de matriz extracelular
Zona proliferativa: Se halla constituida por células cartilaginosas en forma de cuña
cuyo eje mayor es perpendicular al del hueso. Estas células se disponen en columnas
paralelas al eje longitudinal del hueso. En esta zona también se observan mitosis y
existe una intensa síntesis de matriz extracelular. Las células de cada columna parecen
dividirse al unísono pero de manera asicrónica con respecto a las de las columnas
restantes.
Zona de cartílago hipertrófico: Los condrocitos de esta zona maduran, adquieren
forma redondeada y su tamaño aumenta a medida que se alejan de la epífisis.
Zona de cartílago calcificado: En esta zona la matriz cartilaginosa se mineraliza. El
núcleo de los condrocitos pierde cromatina (cariolisis) y su citoplasma se vacuoliza.
Finalmente estas células mueren y desaparecen por lo que en el extremo de cada
columna se observa un espacio vacio rodeado por matriz cartilaginosa calcificada que
corresponde al que anteriormente ocupaba un condrocito. Sobre esta matriz calcificada
los osteoblastos del estroma de la medula diafisaria depositarán hueso plexiforme
(osificación de tipo endocondral). En el curso del modelado óseo este hueso inmaduro
será sustituido por hueso laminar.
La región periférica de la placa de crecimiento se denomina zona de Ranvier.
Esta zona es un anillo de sección triangular y base externa que rodea la región central
de la fisis. La zona de Ranvier se halla constituida por células inmaduras con
diferenciación condroblástica y osteoblástica. Las primeras podrían contribuir al
crecimiento circunferencial de la placa de crecimiento y las segundas podrían contribuir
al crecimiento en longitud de la cortical diafisaria.
El crecimiento en espesor del hueso se logra mediante la aposición concéntrica
subperióstica de tejido óseo. Las células de la capa mas interna del periostio se
diferencian en osteoblastos que depositan hueso directamente sobre la superficie
externa de la cortical diafisaria (osificación de tipo intramembranoso).
El crecimiento oseo depende de factores genéticos y se halla influido por factores
sistémicos (hormonas) y locales. Las hormonas que intervienen en el control del
crecimiento óseo se pueden dividir en cuatro grupos:
- Hormonas necesarias para el crecimiento: hormona de crecimiento, hormona
tiroidea, insulina.
- Hormonas inhibidoras del crecimiento: cortisol
- Hormonas activadoras de la maduración: hormonas sexuales
- Vitamina D y Hormona paratiroidea
Los factores locales que pueden influir sobre el crecimiento son de tipo nervioso y de
tipo mecánico. Se desconoce el mecanismo por el que el sistema nervioso interviene
sobre el crecimiento óseo. Se ha sugerido que podría intervenir de manera indirecta a
través del control del flujo sanguineo. El resultado de la acción de las fuerzas
mecánicas depende de su intensidad así como de su dirección y sentido. Las fuerzas
de compresión paralelas a la dirección del crecimiento disminuyen la actividad de la
fisis. Las fuerzas de tracción paralelas a la dirección del crecimiento si son de pequeña
intensidad pueden incrementar ligeramente el crecimiento pero si son de gran magnitud
pueden causar epifisiolisis ó fusión prematura. Las fuerzas perpendiculares a la
dirección del crecimiento producen un efecto deformante que es directamente
proporcional a la fuerza aplicada e inversamente proporcional al diámetro del hueso.
MODELADO ÓSEO
En las metáfisis, el crecimiento óseo se asocia a fenómenos de reabsorción en
la superficie externa y de formación en la interna, mientras que, en las diáfisis, ocurre lo
contrario. Este proceso se denomina modelado óseo y permite que los distintos huesos
conserven su forma durante el proceso de crecimiento. Asimismo el modelado óseo es
el mecanismo que permite una renovación constante del esqueleto antes de que cese
el crecimiento Las alteraciones del modelado pueden causar deformidades óseas.
El modelado esta programado geneticamente pero es probable que existan factores
mecánicos de carácter local que pueden influir sobre el mismo. En este sentido existen
datos experimentales que sugieren que la tensión que ejerce el manguito perióstico
sobre ambos extremos óseos es un factor que contribuye a que aparezcan
osteoclastos sobre la superficie externa del cono metafisario.
REMODELADO ÓSEO
En el adulto, cerca de un 8% del tejido óseo es renovado anualmente. Esta cifra
es superior en el joven e inferior en el anciano. El remodelado óseo se lleva a cabo
mediante la acción sucesiva (acoplamiento) de osteoclastos y osteoblastos sobre una
misma superficie ósea. Cada ciclo de remodelado consta de tres fases: reabsorción,
reposo o inversión y formación. En la fase de reabsorción, un grupo de osteoclastos se
diferencia a partir de sus precursores y erosiona una superficie ósea dando lugar a
imágenes en sacabocados conocidas como lagunas de Howship (John Howship, 17811841). Una vez finalizada la reabsorción los osteoclastos son eliminados por apoptosis.
La fase de reposo o inversión es un periodo de aparente inactividad. Durante la fase de
formación un grupo de osteoblastos se diferencia a partir de sus precursores y rellena
con hueso nuevo la zona excavada por los osteoclastos. Los osteoblastos depositan en
primer lugar matriz ósea no mineralizada que forma una capa de unas 10 micras de
espesor denominada ribete de osteoide (Fig.3). Entre el deposito de osteoide y su
mineralización existe un tiempo de demora de unos 10 a 20 días (Mineral Lag Time).
Durante este periodo la matriz ósea sufre cambios en su composición y estructura que
la hacen apta para el deposito de mineral (maduración de la matriz). La mineralización
se inicia en la interfase entre el osteoide y el hueso mineralizado preexistente y avanza
hacia la superficie a lo largo de un plano de barrido de 2 a 3 micras de espesor. Este
plano, integrado en parte por mineral amorfo, se denomina frente de mineralización
(Fig.11). A medida que este frente se desplaza va dejando tras de sí matriz ósea
mineralizada en forma de cristales de hidroxiapatita (fig.3). Una vez completado el
depósito de hueso los osteoblastos que no se han incorporado a la matriz se aplanan y
pasan a formar parte del endostio (lining cells).
Fig.11: El frente de mineralización aparece como una linea fluorescente de
color amarillo (Marcaje in vivo con tetraciclinas x 400).
El conjunto de osteoclastos y osteoblastos que de manera coordinada actúan en
una superficie ósea durante un ciclo de remodelado recibe el nombre de Unidad
Multicelular Básica (Basic Multicellular Unit: BMU). Las BMU se activan de manera
asincrónica, por lo que mientras unos ciclos de remodelado se hallan en fase de
reabsorción, otros se encuentran en fase de reposo o de formación. El nuevo segmento
de tejido óseo que resulta de la acción de cada BMU se denomina Unidad Estructural
Osea (Bone Structural Unit: BSU). El límite entre el hueso preexistente y la nueva BSU
es identificable morfológicamente como una línea ondulada y recibe el nombre de
superficie de inversión o de cemento (Fig.12). En la remodelación del hueso
compacto los osteoclastos, partiendo de un canal de Havers o de Volkmann, excavan
un túnel de sección circular. Por esta razón las BSU corticales, llamadas también
osteonas, tienen forma cilíndrica (Fig.12). En la remodelación del hueso esponjoso los
osteoclastos labran, en la superficie de las trabéculas, excavaciones poco profundas y
de base ancha (Fig.12). Por esta razón las BSU trabeculares llamadas también
paquetes trabeculares tienen forma de lente plano-convexa.
Fig.12:
Unidades
estructurales
óseas
corticales
(izquierda)
y
trabeculares
(derecha).
Observese que las unidades
estructurales
se
hallan
separadas
por
lineas
ligeramente
onduladas
(superficie de cementación)
(Azul de Toluidina x 125).
Se denomina recambio óseo (bone turnover) al volumen total de hueso que es
renovado por unidad de tiempo mediante el remodelado. El recambio óseo es
directamente proporcional al número de ciclos de remodelado en curso o, lo que es lo
mismo, al número de BMU activas. La diferencia entre el volumen de hueso formado y
el de hueso reabsorbido, por unidad de tiempo, se denomina balance óseo. Si la
reabsorción y la formación son idénticas, el balance es igual a cero y el volumen total
de hueso (masa ósea) no variará en función del tiempo. Si la formación y la reabsorción
no son iguales, la masa ósea se modificará en sentido positivo o negativo. El balance
óseo corresponde a la suma aritmética del hueso ganado o perdido en cada ciclo de
remodelado. Así pues, una vez instaurado un balance positivo o negativo la velocidad a
la que se perderá o ganará masa ósea será directamente proporcional al número de
BMU activas. La máxima masa ósea se alcanza a los 30 años de edad y depende de
factores genéticos (gen del receptor de la vitamina D) y ambientales (ingesta de calcio,
ejercicio físico). De los 30 a los 40 años el balance óseo es igual a cero y la masa ósea
permanece estable. A partir de los 40 años se instaura un balance negativo y la masa
ósea disminuye de manera progresiva. En el hombre, la pérdida se realiza a una
velocidad constante (un 0,5% anual) mientras que en la mujer se acelera durante los
años de la menopausia. Esta pérdida "fisiológica" de masa ósea determina que al inicio
de la octava década los hombres hayan disminuido su masa ósea en un 20% y las
mujeres en un 30%.
El remodelado óseo está sometido a un control sistémico (hormonas) y a un control
local (factores locales). Los mecanismos de control de acción sistémica regulan el ritmo
de activación de las BMU y la actividad funcional de las células que las integran. Son
especialmente importantes la hormona paratiroidea y la vitamina D pero intervienen
también las hormonas tiroideas, los esteroides sexuales, los glucocorticoides, la
insulina y la hormona del crecimiento. La calcitonina aunque in vitro es capaz de
modular la función de las células óseas parece que in vivo carece de importancia
fisiológica. Algunas de estas hormonas tienen una acción directa sobre las células
óseas; otras actúan de manera indirecta modulando la síntesis o la actividad de
factores locales. El control local del remodelado óseo se lleva a cabo a través de una
serie de factores de crecimiento (insulina-like, transformantes de la familia ß,
fibroblásticos, derivados de las plaquetas ) y citocinas (IL-1, IL-6, IL-11, factor de
necrosis tumoral, factores estimuladores de colonias) de acción autocrina o paracrina.
Estos factores locales son producidos por las células óseas y las células medulares
adyacentes (células hematopoyéticas, linfocitos, macrófagos). Los factores locales
intervienen en el control de la actividad funcional de las células de las BMU y son clave
para el acoplamiento entre osteoclastos y osteoblastos. Los células de linaje
osteoblástico (lining cells) a través de la producción de factores locales (IL-6, IL-11) son
capaces de activar a los osteoclastos y de esta manera contribuir al inicio de los ciclos
de remodelado. A su vez, ciertos factores liberados por los osteoclastos o por la matriz
ósea bajo la acción de estas células son capaces de activar a los osteoblastos. Es
probable que este fenómeno constituya el sustrato molecular para el acoplamiento
entre la reabsorción y la formación dentro de los ciclos de remodelado. La mayoría de
los datos que poseemos sobre la acción de los factores locales proceden de estudios
in-vitro por lo que la importancia relativa de cada uno de estos factores in vivo se
desconoce.
REPARACIÓN ÓSEA (FRACTURAS)
El tejido óseo es el único capaz de repararse a sí mismo de manera completa a
través de reactivar los procesos que tienen lugar durante su embriogénesis. Cuando de
manera brusca, un hueso es sometido a fuerzas que superan su resistencia mecánica
aparece una linea de fractura. En primer lugar, en esta zona, se produce un hematoma
que es reabsorbido por macrófagos. A continuación, aparecen células formadoras de
hueso, procedentes de ambos lados de la linea de fractura. Estas células establecen
puentes de tejido óseo inmaduro, sin orientación espacial definida (callo de fractura),
que unen entre si los extremos del hueso fracturado. En una fase posterior este hueso,
a través de un proceso de modelado, es sustituido por otro, de tipo laminar, orientado
según las líneas de fuerza que actuan sobre la zona.
La fatiga mecánica puede causar microfracturas trabeculares que no modifican la
morfología externa del hueso. Estas fracturas microscópicas se reparan a través de
microcallos de fractura que muestran una dinámica similar a la de los grandes callos.
MÉTODOS DE REGENERACIÓN DEL TEJIDO ÓSEO
PAUTAS PARA LA REGENERACIÓN DE LOS TEJIDOS OSEOS.
La regeneración ósea mediante relleno (BIOMATERIALES) es una técnica probada
satisfactoriamente
y
basada
en
décadas
de
investigación
quirúrgica.
El desarrollo continuo de las técnicas quirúrgicas, métodos terapéuticos y sistemas
mecánicos usados en ORTOPEDIA, TRAUMATOLOGÍA, CIRUGÍA DE COLUMNA,
CIRUGÍA MAXILOFACIAL y ODONTOLOGÍA requiere una adecuada ubicación del
hueso para su uso correcto y apropiado. Allí donde falta hueso es necesario que se
regenere lo antes posible. Esto permite que tanto los medios mecánicos, que en la
actualidad han alcanzado una excelente calidad, como las técnicas de reconstrucción
quirúrgica puedan ser de utilidad.
ANALISIS DEL PRODUCTO:
Actualmente, para la industria farmacéutica, y para los laboratorios especializados en
biotecnología hay cuatro productos indispensables:
 Hueso humano
 Hueso animal
 Biomateriales naturales
 Biomateriales de síntesis
Ambos biomateriales, naturales y de síntesis, tienen una estructura muy similar a la
hidroxiapatita ósea.
REGENERACIÓN ENDÓGENA DEL HUESO: CONCEPTO GENERAL:
La formación endógena de hueso (reparación endógena de la cavidad ósea) es un
proceso fisiológico natural. El organismo animal está provisto de un complejo sistema
de auto-reparación gracias al que puede reponer diversos tipos de tejidos, lo antes
posible, mediante su reconstrucción. Cualquier proceso farmacológico o técnica
quirúrgica aplicada a un organismo vivo, tiene como principal objetivo acelerar el
proceso fisiológico natural de restauración, o provocarlo en caso de que no se produzca
espontáneamente.
El proceso de restauración de la cavidad ósea, derive de una intervención quirúrgica o
a causa de condiciones patológicas, atraviesa por cuatro fases:
 Formación de médula ósea
 Ubicación de células óseas (osteoclastos y osteoblastos) en el perímetro de la
cavidad
 Producción de fibra de colágeno, traslado progresivo del osteocoagulo,
proliferación de vasos.
 Producción tridimensional de colágeno, ubicación tridimensional de células
óseas, mineralización de la fibra de colágeno mediante cristales de
hidroxiapatita, y fosfatasa alcalina.
En este proceso que se suele producir sin necesidad de fármacos, la función del
biomaterial consiste en ayudar y acelerar, si es posible, la formación endógena natural
del tejido óseo, produciendo:
 Efecto tensor
 Reducción del volumen de la cavidad
 Efecto conductivo
 Efecto inductivo (estimular la regeneración)
Los biomateriales actualmente existentes en el mercado, tanto de origen natural como
sintético, no han demostrado capacidad para llevar a cabo completamente los
requisitos anteriormente mencionados. Ya que, aunque sirven de ayuda a la autoregeneración, a menudo también actúan como barrera del proceso fisiológico de autoremodelación ósea al requerir un tiempo de reabsorción demasiado largo, o incluso
llegan a modificar tanto el medio celular que pueden impedir o reducir la acción
biológica.
La renovación ósea se produce, por regla general, en un periodo de 12 meses. Los
biomateriales de mayor tiempo de absorción provocan la formación de tejidos
osteoideos cuyas características biomecánicas no cumplen los requisitos para un
adecuado uso con prótesis.
BIOMATERIALES SINTÉTICOS:
La naturaleza de dichos materiales suele ser normalmente polimérica, en una forma no
reabsorbible o semi-reabsorbible. Muchos de estos elementos se presentan en una
forma completamente reabsorbible pero tienen un tiempo de metabolización de unos
cuatro años. Considerando los ritmos de renovación fisiológica de los huesos, estos
materiales deben ser considerados como permanentes y provocan la formación de
tejido osteoideo cuyas características físicas y biológicas no son las apropiadas ni en el
caso de objetivos prostéticos, ni en el de la biomecánica funcional.
HIDROXIAPATITA SINTÉTICA:
Desde el punto de vista comercial, estos productos se ofrecen en diversos formatos:
pura o combinada con polímeros o colágeno, en forma de gránulos, en tabletas semiflexibles y en bloques. Aunque son químicamente similares a la hidroxiapatita natural,
solo representan una forma pseudo-cerámica de alta densidad (biocerámica) de
aquella, poco o muy re-absorbible, dependiendo de su granulado. La producción de
efecto tensor y la reducción del volumen de la cavidad pueden ser consideradas como
sus únicas funciones dentro de la auto-reparación fisiológica endógena. Esta categoría
también incluye los biocorales que también presentan unas características de alta
densidad cristalina y por lo tanto con unos ritmos de reconstrucción muy similares a los
de los productos sintéticos.
TEJIDO OSEO DESANTIGENIZADO DE ORIGEN ANIMAL:
Todos los sistemas empleados por los fabricantes en la elaboración de tejidos óseos
desantigenizados de origen animal provienen del mismo sistema patentado. Solo
pueden ser comparados a productos con similares características de funcionamiento
fisiológico. El sistema usado para extraer los componentes antigénicos de los tejidos
pasa siempre por una fase de calcinación. Un método que garantiza un perfecto tejido
antigénico, pero que también produce una forma alotrópica de cristales de
hidroxiapatita la cual, bajo temperaturas que oscilan entre los 600ºC y los 1.200ºC,
experimenta un proceso de ceramización similar al de la hidroxiapatita sintética.
Debidamente modificado, de acuerdo con cada caso, este proceso solo puede aplicarse
a los huesos de origen bovino. Dando como resultado un producto granulado o unos
pequeños bloques compactos de características biomecánicas diferentes según el uso
y ubicación que se le pretenda dar para sustituir tejido humano. En numerosas
aplicaciones, sobretodo en cirugía de columna, su pobre capacidad de reabsorción es
acentuada mediante un proceso añadido que garantiza una excelente resistencia del
tejido a la compresión.
HUESO HUMANO TRATADO:
Aunque capaz de reducir de forma remarcable cualquier riesgo de respuesta antígena,
el sistema propuesto para el tratamiento del hueso humano no puede ser considerado
desantigenizado al 100%. Cuestión esta, que también puede aplicarse a tejidos
genéticamente diferentes (de origen animal), en los que la presencia de xenoantígenos
puede producir una respuesta inmunológica que puede causar un inmediato rechazo
del injerto. El sistema normalmente usado para reducir el riesgo de interferencia
antigénica se basa en la liofilización, presente en todos los métodos existentes para la
preparación de tejido humano. El sistema para preparar hueso humano –considerando
que este no suele presentar grave riesgo de respuesta antigénica- apunta
especialmente hacia garantizar la desaparición de patógenos transmisibles, lo cual nos
lleva hacia el concepto de la esterilización como mejor método para eliminar del tejido
los agentes patógenos. No es posible la esterilización de tejido humano mediante
autoclave, ya que el tejido, que aún conserva considerables cantidades de substancia
orgánica, sufriría un proceso de maceración a causa de una saturación de vapor. Lo
que haría que se contaminase en muy poco tiempo. Dosis de rayos Gamma de 25KGY
(2.5 Mrad.) no se pueden aplicar porque reducirían la resistencia mecánica a 0. La
cantidad de radiación a la que se puede exponer el tejido óseo humano sin sufrir daños
irreversibles oscila alrededor de 1.5 Mard., cantidad insuficiente como para que el
producto sea considerado, dada su naturaleza biológica, como de alto riesgo de
contaminación.
Una de las principales ventajas de este tejido está representada por su muy corto plazo
de reabsorción. En el caso de los tejidos esponjosos este plazo de reabsorción es aún
más corto, por lo que en ocasiones el cirujano puede verse obligado a injertar tejido
cortical para retrasar la reabsorción, a fin de obtener mejores resultados. La mejor y
más completa reabsorcionabilidad del tejido se atribuye a la acción quimiotáxica de los
macrófagos causada por la respuesta del sistema inmunológico frente a los antígenos
existentes en substancias organicas residuales.
Ultimamente, la aparición de patógenos letales (HIV), junto con la prevención de los
médicos frente a la posibilidad de transmisión de infecciones indeseables (hepatitis
viral), ha limitado bastante el uso de estos tejidos. Lo que ha producido que la
investigación se haya encaminado hacia la obtención de nuevos productos capaces de
cumplir los requisitos biomecánicos y funcionales. A pesar de todo el empleo de tejido
óseo humano es necesario, ya que al no haberse descubierto ningún producto más
adecuado, el posible riesgo que supone su empleo es muy inferior a las ventajas
biomecánicas que de él derivan.
BIBLIOGRAFÍA
Se accesaron diversas páginas web, cuya bilbiografía conjunta es:
CUADRADO, T.R., 1996, "Ciencia y Mercado de Biomateriales, situación actual y perspectivas",
Materiales - Ciencia y Mercado, 2:47-52.
PEPPAS, N.A., LANGER, R., 1994, "New challenges in BioMaterials", Science, 263:1715-1720.
RATNER,B.D., HOFFMAN, A.S., SCHOEN, F.J., LEMONS, J.E., (editores), 1996, BioMaterials Science An Introduction to Materials in Medicine. Academic Press.
VON RECUM, A.F., LABERGE, M., 1995, "Educational Goals for BioMaterials Science and Engineering:
Prospective View". Journal of Applied BioMaterials, 6:137-144.
REVISTAS Y LIBROS ESPECIALIZADOS EN BIOMATERIALES
Advanced Drug Delivery Reviews (Elsevier)
American Society of Artificial Internal Organs Transactions
Annals of Biomedical Engineering (Blackwell - Official Publication of the Biomedical Engineering Society)
Artificial Organs (Raven Press)
Artificial Organs Today (T. Agishi, ed., VSP Publishers)
Biofouling (Harwood Academic Publishers)
Biomaterial-Living System lnteractions (Sevastianov, ed., BioMir)
Biomaterials (incluye también Clinical Materials) (Elsevier)
Biomaterials, Artificial Celis and Artificial Organs (T.M.S. Chang, ed.)
Biomaterials Forum (Society for Biomaterials)
Biomaterials: Processing, Testing and Manufacturing Technology(Butterworth)
Biomedical Materials (Elsevier)
Biomedical Materials and Engineering (T. Yokobori, ed., Pergamon Press)
Biosensors and Bioelectronics (Elsevier)
Ceil Transplantation (Pergamon)
Celis and Materials (Scanning Microscopy International)
Colloids and Surfaces B: Biointertaces (Elsevier)
Drug Targeting and Delivery (Academy Press)
Frontiers of medical and Biological Engineering (Y. Sakurai, ed., VSP Publishers)
International Journal of Artificial Organs (Wichtig Editore)
Journal of Bioactive and Compatible Polymers (Technomic)
Journal of Biomaterials Applications (Technomic)
Joumal of Biomaterials Science: Polymer Edition (VSP Publishers)
Journal of Biomedical Materials Research (incluye también Journal of Applied Biomaterial) (Wiley Official Publication of the Society for Biomaterials)
Journal of Controlled Release (Elsevier)
Journal of Drug Targeting (Harwood Academic Publishers)
Journal of Long Term Effects of Medical lmplants (CRC Press)
Materials in Medicine (Chapman and Hall - Official Publication of the Europ,an Society for Biomaterials)
Medical Device and Diagnastic lndustry (Canon Publications)
Medical Device Research Report (AAMI)
Medical Device Technology (Astor Publishing Corporation)
Medical Plastics and Biomaterials (Canon Communications, Inc.)
Nanobiology (Carfax Publishing Co.)
Nanotechnology (an Institute of Physics Journal)
Revista Argentina de Bioingeniería (Publicación oficial de la Sociedad Argentina de Bioingeniería SABI)
(Universitas)
Tissue Engineering (Mary Ann Liebert, Inc.)
ALGUNOS TEXTOS Y LIBROS CLASICOS SOBRE BIOMATERIALES QUE ESTAN AUN EN USO
J.W. Boretos and M. Eden (eds.), Contemporary Biomaterials -Materials and Host Response, Clinical
Applications, New Technology and Legal Aspects.Noyes Publ., Park Ridge, NJ, 1984.
M. Chasin and R. Langer; Biodegradable Poíymers as Drug Delivery Systems. Drugs and the
Pharmaceutical Sciences, 45. Marcel Dekker, Inc., 1990.
G. Heimke, Osseo-Integrated Implants. CRC Press, Boca Raton, FI, 1990.
J.B. Park (ed.), Biomaterials Science and Engineering. Plenum Pubí., N.Y. 1984.
B.D. Ratner (ed.), Surface Characterization of Biomaterials. Progress in Biomedical Engineering, 6.
Elsevier, 1988.
C.R Sharma and M. Szycher, Blood Compatible Materials and Devices - Perspectives Towards the 2lst.
Century. Technomic, 1991.
M. Szycher (ed.), High Perfomance Biomaterials - A comprehensive Guide to Medical and
Pharmaceutical Applications. Technomic, 1991.
D. Wiíliams (ed.), Concise Encyclopedia of Medical and Dental Materials. 1st.ed., Pergamon Press,
Oxford, UK, 1990.
T. Yamamuro, L.L. Hench and J. Wilson, CRC Handbook of Bioactive Ceramics. CRC Press, Boca
Raton, FL, 1990.
ALGUNAS EDICIONES MAS ACTUALIZADAS
M.A. Barbosa and A. Campilho (eds.), Imaging Techniches in Biomaterial. North Holland Elsevier Science
B.V., 1994.
J. Black, G. Hastings, Handbook of Biomaterial Properties, Chapman & Hall, United Kingdom, 1997.
S.L. Cooper, C.H. Bamford, T.Tsu ruta, Polymer Biomaterials in Solution, as Interfaces and as Solids.
VSP, The Netherlands, 1995.
S. Dumitriu (ed.), Polymeric Biomaterials.Marcel Dekker, Inc. 1994.
C.W. Patrick, A.G. Mikos, L.V. Mclntire, Frontiers in Tissue Engineering. Elsevier Science, New York,
1998.
B.O. Ratner, A.S. Hoffman, F.J. Schoen and J.E. Lemons (eds.), Biomaterials Science - An Introduction
to Materials in Medicine. Academic Press, 1996.
K.M. Witkin, Clinical Evaluation of Medical Devices, Chapman & Hall, United Kingdom, 1997.