1. Biomateriales Cl´sicos
a
Diego Mercado Tepich´
ın
19/Febrero/13
1. Resumen
El prsente resumen describe los biomateriales convencionales usados actualmente en la pr´ctica cl´
a ınica y la forma en
que sus limitaciones han llevado a los nuevos avances tecnol´gicos con el fin de mejorar su rendimiento in vivo.
o
1.1. Metales
Los implantes permanentes met´licos de base de acero inoxidable (SUS 316L), aleaciones de cobalto cromo(Co-Cr) y
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titanio o sus aleaciones han estado a la vanguardia de la investigaci´n de biomateriales cl´sico desde hace d´cadas.
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Hasta ahora, la cadera, la rodilla, la columna vertebral y los implantes dentales de metal todav´ cubren la mayor
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parte de los implantes colocados en todo el mundo. Sin embargo, los materiales met´licos tienen algunas limitaciones como
a
son la corrosi´n en el entorno del cuerpo, ya que n´
o ıquel, cromo y cobalto puede ser liberado de SUS 316L o aleaciones
de Co-Cr y puede conducir a reacciones t´xicas o de hipersensibilidad. La resistencia a la tracci´n y alta resistencia a la
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fatiga del metal hace que sea adecuado para aplicaciones de soporte de carga. Sin embargo, la gran falta de coincidencia en
el m´dulo de Young entre SUS 316L o Co-Cr y los tejidos como el hueso puede conducir a la enfermedad de periimplante
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de resorci´n ´sea, un fen´meno conocido como estr´s de blindaje.
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El titanio y sus aleaciones son las que m´s se acercan al m´dulo el´stico del hueso, de manera que su uso puede
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reducir el grado de estr´s de blindaje por inhibir la resorci´n ´sea y la remodelaci´n ´sea mejora. El titanio forma una
e o o o o
capa pasiva extremadamente estable de T iO2 en su superficie y por lo tanto proporciona resistencia ideal a la corrosi´n o
y biocompatibilidad superior. Adem´s, es un material atractivo debido a su resistencia espec´
a ıfica alta. La aplicaci´n a
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largo plazo de algunas aleaciones de titanio de primera generaci´n ha planteado algunas inquietudes debido a la posible
o
liberaci´n de vanadio o de aluminio, que pueden conducir a reacciones t´xicas.En la actualidad, los investigadores intentan
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desarrollar titanio-n´
ıquel e incluso aleaciones sin niquel con efectos y funciones de memoria de forma superel´sticas.
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El metal se clasifica como un material bioinerte. Por lo tanto, muchos intentos se han hecho para activar la superficie
de los implantes de metal por medio de m´todos f´
e ısicos o qu´ımicos. Los nuevos desarrollos en el campo de los implantes
met´licos a base de magnesio puede romper el paradigma de la insolubilidad de los materiales met´licos en el futuro.
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1.2. Cer´micas y vidrios
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La mayor´ de los tipos de cer´mica son materiales duros y fr´giles, con altos m´dulos de elasticidad en comparaci´n con
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el hueso. Cer´micas tradicionales son de alta resistencia a la tracci´n pero baja compresi´n, no obstante, el comportamiento
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mec´nico, as´ como las propiedades biol´gicas dependen en gran medida el proceso de fabricaci´n aplicado. En la al´mina
a ı o o u
(Al2 O3 ) y ´xido de circonio (ZrO2 ) no son cer´micas bioactivas y est´n cubiertos por una capa fibrosa no adherente en
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la interfaz despu´s de la implantaci´n. En ortopedia, que se utilizan principalmente como cabezas femorales artificiales o
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revestimientos acetabulares debido a su excelente resistencia mec´nica y durabilidad en conjunci´n con baja fricci´n.
a o o
Cer´micas bioactivas de fosfato de calcio, tales como hidroxiapatita (HA) y fosfato tric´lcico (TCP, Ca3 (P O4 )2 ), se
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utilizan principalmente como sustituto de hueso. La relaci´n de calcio a fosfato de estas cer´micas se asemeja mucho a
o a
la fase mineral del hueso, que se considera para tener en cuenta sus caracter´ ısticas osteoconductivas. Ellos proporcionan
una qu´ ımica de superficie que facilita la adsorci´n de prote´
o ınas y se demostr´, que estas cer´micas muestran un potencial
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osteoinductivo. En contraste, la degradaci´n de β-TCP no s´lo es mediada por mecanismos celulares, sino tambi´n por
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procedimientos qu´ ımicos. Como resultado, in vivo se degrada r´pidamente y casi no predecible lo que hace dif´ para que
a ıcil
coincida con la cin´tica de degradaci´n del andamio con la deposici´n de hueso nuevo y remodelaci´n. Debido a su baja
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resistencia mec´nica TCP es insuficiente para el aumento ´seo en aplicaciones de soporte de carga. Las caracter´
a o ısticas
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2. mec´nicas de tales compuestos una cer´mica puede ser mejorada incrementando el porcentaje de HA. Un aumento del
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contenido de β-TCP por otra parte conduce a un mayor velocidad de degradaci´n y liberaci´n de iones.
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El sulfato de calcio (CS), m´s com´nmente conocido como yeso de Par´ se ha utilizado como relleno ´seo durante
a u ıs, o
d´cadas, pero debido a su tasa de resorci´n dif´
e o ıcilmente susceptible lleg´ a ser menos importante cl´
o ınicamente.
Estudios recientes han proporcionado evidencia de que los andamios de octac´lcico de fosfato (OCP) podr´ ser una
a ıan
alternativa prometedora para la regeneraci´n ´sea. OCP es un precursor biol´gico de los cristales de apatita ´sea y fue
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demostrado que conducen a la formaci´n de hueso mejorada en comparaci´n con HA o β-TCP induciendo diferenciaci´n
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osteog´nica de las c´lulas madre mesenquimales (MSC).
e e
Los vidrios bioactivos (Bioglass) se puede fabricar ya sea por fusi´n o transformaci´n soluci´n-gel y se han utilizado
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ampliamente como material de relleno de huecos ´seos en los entornos cl´
o ınicos. El vidrio bioactivo se compone principal-
mente de ´xidos de sodio, calcio, silicio y f´sforo en varias proporciones. La bioactividad est´ dada por la presencia de una
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capa rica en silicato hidratado, que se forma cuando entran en contacto con los fluidos humanos. Esta capa tiene efectos
catal´
ıticos sobre la deposici´n de HA, que a su vez conduce a una uni´n estable entre el vidrio y el hueso.
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Estas formulaciones de biovidrio muestrar un mayor potencial osteog´nico si se compara con HA sola. Los estudios
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pudo demostrar que los andamios de vidrio bioactivo se disuelven completamente dentro de los 6 meses. Sin embargo, la
fragilidad y la baja tenacidad a la fractura del biovidrio dificulta su aplicaci´n para aplicaciones de soporte de carga.
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1.3. Pol´
ımeros
Los pol´
ımeros sint´ticos incluyen bioestables como el polimetilmetacrilato (PMMA), caucho de silicona, polietileno
e
(PE), resinas acr´
ılicas, poliuretanos o polipropileno, etc. Polietileno, polietileno de ultra alto peso molecular (UHMWPE) y
recientemente introducido altamente polietileno reticulado (HXLPE) representan materiales adecuados para revestimientos
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acetabulares o insertos de rodilla debido a su bajo coeficiente de fricci´n y alta resistencia al impacto. Acido poliglic´lico
o
(PGA), polilactida (PLA) y la polidioxanona (PDS) se han utilizado ampliamente como dispositivos reabsorbibles de
fijaci´n de huesos o materiales de sutura. Las propiedades mec´nicas de estos materiales se puede mejorar mediante
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procesos auto-reforzantes, donde la matriz de pol´ ımero est´ reforzado por fibras orientadas del mismo material.
a
El objetivo de modernos pol´
ımeros bioactivos es imitar ciertos aspectos de la matriz extracelular(ECM) nativa mientras
que exhiben degradabilidad. Los pol´ ımeros sint´ticos m´s com´nmente utilizados son el poli (α-hidroxi´steres) conocido co-
e a u e
mo PGA, y sus copol´ ımeros poli (l´ctico-co-glic´lico) (PLGA) y poli-ε-caprolactona (PCL). Las velocidades de degradaci´n
a o o
se puede ajustar desde semanas a a˜os modificando el peso molecular, la cristalinidad y la relaci´n del co-pol´
n o ımero.
Una alternativa a los pol´ımeros sint´ticos representa el uso de pol´
e ımeros aisladas de ECMs de materiales naturales
con o sin modificaciones adicionales. El mantenimiento de las se˜ales de reconocimiento celular durante el procesado
n
puede preservar se˜ales biol´gicas y las caracter´
n o ısticas f´
ısico-qu´
ımicas. Uno de los m´s ampliamente utilizados pol´
a ımeros
naturales son los basados en la proteina estructural de col´geno, que se puede encontrar en los tejidos conectivos, tales
a
como tend´n, ligamento, cart´
o ılago, hueso y piel. El col´geno se puede procesar en esponjas, en membranas, en mallas
a
tejidas de nanofibras, vellones o hidrogeles. Las propiedades mec´nicas y estabilidad de estos pueden mejorar a trav´s de
a e
la reticulaci´n con los agentes qu´
o ımicos o est´
ımulos f´
ısicos.
La fibrina es una prote´ de la matriz, que es desarrollada por la polimerizaci´n del fibrin´geno por la acci´n enzim´tica
ına o o o a
de la trombina. Forma una red de tipo gel nano-/micro-fibrilar, para mediar el proceso de coagulaci´n de la sangre. El
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pegamento de fibrina (fibrin´geno m´s trombina) se ha utilizado ampliamente como un adhesivo de tejido para la reparaci´n
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de la herida quir´rgica. Debido a sus caracter´
u ısticas biomim´ticas, por ejemplo fibrina es utilizado como un material de
e
soporte para el m´sculo y de cart´
u ılago. Andamios de fibrina son degradados dentro de d´ o semanas de c´lulas asociadas
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a la actividad enzim´tica durante el proceso de cicatrizaci´n de heridas fisiol´gicas. La velocidad de degradaci´n puede
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estar influenciada por el inhibidor de la proteinasa aprotinina.
El Chitosan revela similitud estructural con glicosaminoglicanos naturales. Debido a su biocompatibilidad, baja toxi-
cidad y propiedades no antig´nicas, que es otro material atractivo para aplicaciones de ingenier´ de tejidos. Est´ formado
e ıa a
por N-desacetilaci´n de la quitina polisac´rida natural, que se encuentra en los exoesqueletos de los crust´ceos y las paredes
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celulares de los hongos. El quitosano se degrada in vivo por la lisozima, que es producida por los macr´fagos. Sin embargo,
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es generalmente insoluble en disolventes org´nicos neutros. Por lo tanto, derivados de muchos han sido desarrollados para
a
mejorar su solubilidad in vivo y procesabilidad. La naturaleza cati´nica del quitosano conduce a una interacci´n con
o o
mol´culas ani´nicas tales como latas glycosaminogly y proteoglicanos, que de nuevo pueden hacer que este pol´
e o ımero un
veh´ıculo efectivo para los factores de crecimiento o citoquinas. Chitosan puede ser utilizado solo o en combinaci´n cono
otros materiales para formar hidrogeles, fibras, gr´nulos o esponjas.
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