Materiales biocompatibiles, sus propiedades y características (página 2)

Las aleaciones de titanio, por regla general, no son materiales buenos para el soporte de carga. Tienden a una resistencia al desgaste baja y un coeficiente de fricción alto. Por tanto, las superfi- cies articulares de titanio-titanio no suelen utilizarse como norma. El titanio tiene un comportamiento de desgaste malo en comparación con otros materiales, y esto ha limitado su uso en las prótesis con superficie articular con polietileno de peso molecular ultraelevado (PEPMUE). Los materiales de aleaciones de cobalto y de cerámica parecen más adecuados para las superficies articulares que la aleación de titanio en su estado nativo. Nuevas técnicas como la nitruración y la implantación de iones de nitrógeno han demostrado aumentar de forma considerable la dureza de la superficie y la resistencia al desgaste de la aleación de titanio en el laboratorio. De hecho, las técnicas convierten parcialmente la superficie a nitruro de titanio, un material duro y resistente a la abrasión. Hay que tener presente que la profundidad del tratamiento de la superficie es de (1mm) un milímetro.

Se están investigando varias aleaciones de titanio nuevas, por dos razones principales: para reducir la sensibilidad al corte y para disipar las inquietudes que se han expresado acerca de los posibles efectos sistémicos de los iones de Al y V que se desprenden [9].

El titanio es un metal que sufre una transformación alotrópica a la temperatura de 882°C, pasando de estructura hexagonal compacta (fase ?), a una estructura más abierta cúbica centrada en el cuerpo (fase ?), lo que permite la realización de tratamientos térmicos con transformación total. Hay que destacar la facilidad que tiene el titanio para disolver por sustitución o inserción otros elementos que, dependiendo del número de electrones de enlace del elemento, tienden a estabilizar alguna de las dos fases alotrópicas [10]

Existen cuatro grados de titanio sin alear normalizados para implantes quirúrgicos, dependiendo del contenido de impurezas (oxígeno, nitrógeno, carbono, hidrógeno y hierro) que son las que controlan sus propiedades mecánicas y que se expresan en la tabla IV.

La resistencia del titanio y sus aleaciones es en general inferior a las de acero inoxidable AISI 316 y de las aleaciones base cobalto, pero en relación a su resistencia específica (resistencia/densidad), las aleaciones de titanio son superiores a las demás. Esto implica que el titanio es ligero ya que posee una densidad de 4.505 g/cm3 a 25 °C [10].

Otra de las ventajas del titanio en aplicaciones biomédicas, frente al acero inoxidable y a las aleaciones base cobalto, es que su módulo de Young es de 110 Gpa, frente a los 200 GPa y a los 220 GPa de las aleaciones anteriores respectivamente. Siendo el módulo elástico del hueso de 20 GPa, se comprende que el titanio, es más compatible elásticamente con el tejido natural que las otras dos aleaciones lo que favorece sustancialmente la unión.

El titanio y sus aleaciones poseen una excelente resistencia a la corrosión, ya que la rápida reacción del titanio con el oxigeno produce una fina capa superficial de óxido impermeable y por lo tanto protectora. Este comportamiento, que tiene también lugar en el aluminio, es más eficiente que en el titanio, dando lugar a una resistencia tanto a la oxidación como a la corrosión superior. Todo ello justifica su uso en la industria química y en ambientes altamente corrosivos, y en particular hace del titanio y sus aleaciones los metales más adecuados para la fabricación de implantes quirúrgicos.

6.6. ALEACIÓN TITANIO ALUMINIO VANADIO.

La aleación Ti-6A1-4V es la más utilizada industrialmente de entre todas las aleaciones de titanio y a ella se dedica la mitad de la producción mundial de titanio. Contiene cerca de 6 % de aluminio y 4 % de vanadio. Posee extensas aplicaciones industriales y es aleación de titanio de preferencia para su utilización en prótesis. Esto se debe al excelente balance entre sus propiedades mecánicas, su resistencia a la corrosión y su buen comportamiento a temperaturas elevadas, debiendo destacarse también su capacidad para ser trabajada mecánicamente y de modificar sus propiedades mediante tratamientos térmicos.

A menudo se utilizan distintas aleaciones de metales combinadas en las prótesis totales. El propósito es conseguir un mejor metal, que reúna los requisitos principales para esa porción del implante: la resistencia al desgaste, la ductilidad y demás. No obstante, la implantación de combinaciones inapropiadas de metales, puede dar lugar a la creación accidental de una «pila» y la consiguiente incidencia de una corrosión galvánica cuando el implante se exponga a los líquidos corporales [32].

Corrosión en la combinación de metales.

Los resultados de la corrosión pueden observarse como, formación de pequeñas depresiones o tinción de las superficies del implante.

Corrosión por la liberación de iones puede provocar, la sensibilización al metal o efectos sistémicos a largo plazo.

La corrosión de los implantes también puede crear amplificadores de presión que reducen su duración bajo fatiga.

Corrosión galvánica en las prótesis articulares totales. Puede suceder cuando se meten en una solución electrolítica dos metales que están en contacto y difieren lo suficiente en sus potenciales electroquímicos. El metal con el potencial más alto es el cátodo y no se corroe, mientras que el ánodo con el potencial más bajo si se corroe. Bajo las condiciones de un implante, el acero inoxidable ortopédico puede corroerse en forma galvánica cuando se iguala con aleaciones de cobalto ortopédico.

Corrosión por erosión. Esta se debe a la disminución del oxígeno y la falta de líquido circulando en los espacios aislados.

Corrosión por arrastre. Es debida al movimiento de una superficie sobre otra, alterando la capa pasiva de óxido de esta.

En la artroplastia, la corrosión por erosión y por arrastre, puede ocurrir por lo menos en un pe- queño grado cuando los componentes modulares se unen mediante ajuste por fricción. La superficie de unión entre la cabeza y el cuello femoral cónico es, potencialmente, un punto típico para la corrosión tanto por erosión como por arrastre.

7. OTROS METALES

El tantalio es un elemento muy biocompatible, sin embargo, debido a sus pobres propiedades mecánicas y a su alta densidad (16.6 gr/cm3), su utilización está muy limitada a suturas en cirugía plástica y neurología.

El platino y otros metales de su grupo son extremadamente resistentes a la corrosión, pero poseen pobres propiedades mecánicas [3]. Estos elementos se utilizan solos o aleados para producir electrodos y conexiones en marcapasos, debido a sus propiedades eléctricas,

El oro y la plata son también muy resistentes a la corrosión pero con bajos valores en propiedades mecánicas y por tanto tienen poco interés como materiales implantables.

8. MATERIALES BIOCERÁMICOS.

Hace miles de años que la humanidad descubrió que el fuego convertía la arcilla en cerámica. Más concretamente, los primeros estudios en el campo de las biocerámicas datan de poco más de 20 años.

La filosofía inicial se basaba en el hecho que muchas cerámicas son de tipo oxídico, es decir óxidos metálicos, con lo cual su capacidad de oxidación y corrosión posterior en un medio biológico queda totalmente anulada, en contraposición a lo que ocurre con los metales. Por otra parte, en general, las cerámicas son muy duras, con lo cual se evitan problemas considerables de fricción y desgaste. Por su mayor uso y abundancia, la alúmina, óxido de aluminio, es el material paradigmático en este sentido. Su aplicación en prótesis articulares aparece pues muy clara. Con el paso de los años se llegó a establecer que existen dos tipos de materiales cerámicos: los bioinertes y los bioactivos. Las cerámicas bioinertes son aquellas que poseen una elevada estabilidad en vivo, gran resistencia mecánica y de biocompatibilidad optima si se forma tejido vivo sano en contacto con la intercara, capaz de soportar solicitaciones mecánicas. Por su parte se consideran cerámicas bioactivas aquellas con características osteoconductoras que se enlazan químicamente al hueso vivo. Su biocompatibilidad es excelente, pero sus características mecánicas son inferiores a las bioinertes. Entre estas últimas están los fosfatos de calcio, y de entre ellos la hidroxiapatita es el más conocido de todos.

El potencial de las biocerámicas como biomateriales es enorme, tanto por la gran cantidad de aplicaciones en las que se pueden utilizar, como por el gran número de materiales candidatos a dichas aplicaciones. De hecho, en la actualidad, puede hablarse de un mercado mundial de un millón de prótesis articulares al año, y de que un tercio de la población mundial sufre problemas dentales. Los campos de la cirugía ortopédica y de la odontología son los que ofrecen mejores perspectivas para la utilización clínica de dichos biomateriales.

Las bioceramicas pueden presentarse en forma de monocristales (zafiro), policristales (alúmina o hidroxiapatita), vidrios (bioactivos), vitrocerámicas, carbonos y composites.

8.1 TIPOS DE BIOCERÁMICAS POR SU FIJACIÓN AL TEJIDO.

El mecanismo de fijación o adhesión al tejido está directamente relacionado con el tipo de respuesta del tejido hacia al implante. De hecho ningún material es totalmente inerte, sino que siempre existe algún tipo de respuesta. La respuesta puede ser de cuatro tipos

1) Si el material es tóxico, el tejido circundante muere.

2) Si el material no es tóxico y es biológicamente no activo (casi bioinerte), se forma tejido fibroso de espesor variable.

3) Si el material no es tóxico y es biológicamente activo (bioactivo), se forma enlace interfacial.

4) Si el material no es tóxico y se disuelve, el tejido circundante lo viene a sustituir. Los mecanismos por los que se produce la fijación se resumen en la tabla V.

El nivel de reactividad de un implante contribuye al espesor de la zona o capa interfacial entre el material y el tejido.

8.2. CERÁMICOS BIOACTIVOS.

El concepto de material bioactivo es intermedio entre reabsorbible y bioinerte. Un material bioactivo es aquel que promueve una respuesta biológica específica en la intercara del material que conduce a la formación de un enlace entre los tejidos y el material. Este concepto ha sido hoy expandido e incluye un gran número de materiales bioactivos con un amplio espectro de tasas de enlace y de espesor de capa de enlace interfacial. Se incluyen: vidrios bioactivos, vitrocerámicas

bioactivas, hidroxiapatita y composites. Todos ellos forman un enlace con el tejido adyacente. Sin embargo, el tiempo de formación, la resistencia, el mecanismo y el espesor de la zona de enlace difiere entre los distintos materiales. Debe tenerse en cuenta que pequeñas variaciones de composición pueden tener un gran efecto dado que el material puede resultar bioinerte, reabsorbible o bioactivo.

8.3.1. BIOCERÁMICAS CRISTALINAS CASI INERTES.

La primera cerámica utilizada clínicamente fue la alúmina (A12O3) de alta densidad y de alta pureza (>99.7%). Se utiliza en prótesis articulares de cadera e implantes dentales debido a su excelente combinación de resistencia a la corrosión, buena biocompatibilidad, alta resistencia al desgaste y alta resistencia mecánica. En general se utiliza en forma policristalina de grano muy fino (<4 mm), añadiéndosele un poco de óxido de magnesio (<0.5%) que ayuda a la sinterización y limita el crecimiento de grano durante dicho proceso térmico. La resistencia a fatiga y la tenacidad a la fractura dependen directamente del tamaño de grano. A modo de ejemplo debe considerarse que un tamaño de grano superior a las 7 mm puede reducir las propiedades mecánicas en un 20%. Las normas ISO para implantes de alúmina exigen una pureza superior al 99.5%, una densidad superior a 3.90 g/cm3, un tamaño de grano inferior a 7 mm, una dureza superior a 2000 HY (unidades Vickers), una resistencia a compresión de 4500 MPa, una resistencia a flexión de 400 MPa, un módulo elástico de 380 GPa, y una tenacidad a la fractura de 5 MPa-m-1/2. Existen métodos de ensayo para hacer predicciones de comportamiento a largo plazo. Los resultados de ensayos de envejecimiento y de fatiga demuestran que es esencial que los implantes de alumina se elaboren según las normas más exigentes, sobretodo si las prótesis deben ser implantadas en pacientes jóvenes [13, 14, 15]

La alúmina se ha utilizado en ortopedia durante casi 20 años por su excelente biocompatibilidad (tipo 1) y la delgada cápsula que permite la fijación sin cemento, así como por su excelente coeficiente de fricción y tasa de desgaste. Dichas excelentes propiedades tribológicas se dan sólo cuando el tamaño de grano es pequeño, <4 mm, siendo la distribución de tamaños de grano estrecha. El coeficiente de fricción a largo plazo en una articulación A12O3-Al2O3, disminuye con el tiempo y se acerca a los valores de una articulación normal, siendo el desgaste en la articulación de cerámica 10 veces inferior al que presenta una articulación metal-polietileno.

A pesar de los buenos resultados obtenidos en Europa con acetábulos de alumina, sobretodo en pacientes jóvenes, el problema puede sobrevenir del «apantallamiento» de tensiones que dicho material puede producir. El Módulo elástico del hueso, entre 7 y 25 GPa, es entre 50 y 10 veces inferior al de la alumina, con lo cual el hueso esponjoso puede llegar a atrofiase y producirse el aflojamiento de la copa acetabular. Otras aplicaciones clínicas de la alumina incluyen prótesis de rodilla, tornillos, cresta alveolar, reconstrucción maxilofacial, sustitución ósea del oído medio, substituciones craneales e implantes dentales.

8.3.2. CERÁMICAS POROSAS.

La ventaja potencial de los implantes de cerámica porosa está en que siendo inertes (tipo 2 en Tabla V), ofrecen una buena estabilidad mecánica a causa del crecimiento óseo en el interior de sus poros. Como restricción está el hecho que la porosidad reduce sensiblemente las propiedades mecánicas, y en consecuencia las aplicaciones deben restringiese a aquellas en que el material debe trabajar a cargas bajas o nulas.

Los poros deben tener un diámetro superior a 100 mm en orden a que el hueso pueda crecer a través de los poros interconectados, manteniendo la vascularización y la viabilidad a largo plazo. Así, el implante actúa como puente estructural y como modelo para la formación de nuevo hueso. En este sentido las microestructuras de corales son un material ideal para servir de molde de inversión de estructuras de tamaño de poro altamente controlado. El proceso se conoce como "replamineform" y consiste en duplicar estructuras porosas de corales con elevada uniformidad en el tamaño de los poros, estando éstos interconectados [6]. Las mejores cepas son de la familia de la Poritas, con poros interconectados de entre 140 y 160 mm y de la familia de la Gonioporas con poros de entre 200 y 1 000 mm. La forma mecanizada se calcina para eliminar el CO2 del carbonato de calcio (CaCO3), quedando sólo el óxido de calcio con la microestructura original. Dicha estructura es la que se utiliza como molde inverso para formar el material poroso. Los materiales porosos más aceptables obtenidos por este método son: alúmina, titania, fosfatos de calcio, poliuretano, silicona, PMMA y Co-Cr, siendo los fosfatos de calcio los mejores. Materiales tales como la alúmina pueden también elaborarse en forma porosa utilizando agentes espumantes.

8.3.3. CERÁMICAS BIOACTIVOS Y VITROCERÁMICAS.

Ciertas composiciones de vidrios, cerámicas, vitrocerámicas y composites han demostrado su capacidad de ligarse al hueso y se conocen como cerámicas bioactivas.

La característica común a todas ellas es la codificación cinética de la superficie con el tiempo, que tiene lugar después de la implantación. La superficie forma una capa biológicamente activa de hidroxicarbonato apatita (HCA) que proporciona la interfase de adhesión o enlace con los tejidos. La fase de HCA formada es equivalente química y estructuralmente a la fase mineral del hueso. Es esta equivalencia la responsable del enlace interfacial.

La adhesión al hueso se demostró primero en ciertas composiciones de vidrios bioactivos que contenían SiO2, NaO2, CaO y P2O5. La bioactividad se produce dentro de ciertos límites de composición y relaciones entre contenidos de distintos óxidos muy específicos en sistemas Na2O- K2O-CaO-MgO-P2O5-SiO2. Sin embargo, los límites de composición y las razones físicas, químicas y bioquímicas para que se den estos límites son todavía poco conocidos. Lo que se sabe es que para que se produzca enlace con el tejido, debe formarse una capa de HCA biológicamente activa. Esta es quizás la única característica común a todos los materiales implantables bioactivos.

Se ha demostrado que la concentración inicial de células en la intercara (osteoblastos, condroblastos y fibroblastos) varía en función del ajuste (fit) del implante y de la condición del defecto óseo. En consecuencia, todos los implantes bioactivos requieren de un periodo de incubación antes de que el hueso prolifere y se enlace. El periodo de incubación varía en función de la composición del implante que a su vez controla la cinética de las reacciones superficiales. Si las reacciones superficiales son demasiado rápidas, el implante es reabsor-bible, mientras que si son demasiado lentas, el implante no es bioactivo, dando una respuesta de tipo bioinerte.

En función de la composición del material, pequeños contenidos de A12O3 TiO2 Ta2O5 y ZrO2 como impurezas pueden llegar a eliminar totalmente su bioactividad. Asimismo, el desarrollo del enlace químico es muy sensible al tipo de ajuste (fit) del implante bioactivo, lo cual está íntimamente relacionado con el tiempo de inmovilización postoperatorio. Por ende, todo este grado superlativo de exigencias de precisión provoca que con demasiada frecuencia el funcionamiento de estos biovidrios sea inadecuado [3].

8.3.4. CERÁMICAS DE FOSFATO DE CALCIO.

Su uso en medicina y odontología data ya de algo más de 20 años. Sus aplicaciones incluyen implantes dentales, sistemas percutáneos, tratamiento periodontal, aumento de la cresta alveolar, ortopedia, cirugía maxilofacial, otorrinolaringología y cirugía espinal. Se utilizan diferentes tipos de fosfatos de calcio dependiendo de sí se desea que el material sea reabsorbible o bioactivo.

Las fases estables de las cerámicas de fosfatos de calcio dependen considerablemente de la temperatura y del contenido de agua, tanto durante su procesado como del medio ambiente en que se utilicen. A temperatura corporal sólo 2 fosfatos de calcio son estables en un medio acuoso como los fluidos corporales: para un PH <4.2, la Brushita o fosfato dicálcico, y para un PH> 4.2, la hidroxiapatita. A temperaturas más elevadas se presentan otros fosfatos de calcio tales como el fosfato tricálcico o fosfato tetracálcico. Estos últimos, a 37°C pueden interaccionar con los fluidos corporales para formar hidroxiapatita. Así mismo, la microestructura es también importante, puesto que una estructura porosa tiende a aumentar la solubilidad de dichas fases [17, 18].

La sinterización de los fosfatos de calcio se acostumbra a llevar a cabo entre 1000 y 1500°C después de la compactación del polvo. Las fases que se forman a alta temperatura dependen de la propia temperatura y de la presión parcial de agua en la atmósfera de sinterización.

Las aplicaciones de los fosfatos de calcio como implantes están fuertemente influenciadas por sus propiedades mecánicas. De hecho la resistencia mecánica y la resistencia a fatiga dependen del grado de porosidad del material.

En general, las cerámicas de fosfatos de calcio son poco resistentes a tracción en medio fisiológico. Es por ello que clínicamente se utilizan en forma de:

1) Polvo o gránulos.

2) Implantes pequeños no sometidos a carga.

3) Implantes dentales con postes metálicos de refuerzo.

4) Recubrimientos sobre implantes metálicos.

5) Implantes porosos sometidos a cargas bajas en los que el hueso en crecimiento actuará como refuerzo.

6) Fase bioactiva en materiales compuestos.

El mecanismo de enlace de la hidroxiapatita densa a los tejidos es muy diferente al caso de los vidrios bioactivos. Aquí el mecanismo principal parece ser el crecimiento epitaxial de pequeños cristales del implante. Así la zona de enlace llega a ser muy delgada: entre 0.05 y 0.2 mm. A causa de esta zona de unión ultrafina se produce un elevado gradiente de módu1o elástico en la intercara entre la hidroxiapatita y el hueso. La importancia clínica de este hecho es desconocida.

Una importante aplicación de la hidroxiapatita está en el recubrimiento de superficies metálicas para la fijación de prótesis ortopédicas. La técnica más ampliamente utilizada consiste en la proyección por plasma del polvo de hidroxiapatita. Está demostrado que la superficie bioactiva de la hidroxiapatita se enlaza perfectamente al hueso. Sin embargo, la propia técnica de proyección plantea problemas: por una parte en cuanto al grado de cristalinidad de la hidroxiapatita proyectada y por otra en cuanto al comportamiento mecánico de la intercara metal-hidroxiapatita. Las elevadas temperaturas que se alcanzan pueden producir fases diferentes a la hidroxiapatita, e incluso una fase vítrea, más solubles en el medio corporal que la hidroxiapatita. En consecuencia, es posible que el recubrimiento llegue a degradarse debido a la presencia de dichas fases intergranulares. En cuanto al comportamiento mecánico de la intercara, debe tenerse en cuenta que no existe ningún tipo de enlace entre el metal y la hidroxiapatita, y en consecuencia la tenacidad a la fractura de dicha intercara es muy baja.

8.4. MATERIALES POLIMÉRICOS IMPLANTABLES.

El polietileno y el propileno así como sus copolímeros llamados poliolefinas, son compuestos termoplásticos lineales, y su aplicación como biomateriales está muy difundida en la cirugía ortopédica. Los materiales poliméricos tienen una amplia variedad de aplicaciones en implantes ya que es posible producirlos en diversas formas, como fibras, textiles, películas y además guardan una gran semejanza con los componentes de los tejidos, naturales, tales como el colágeno, lo que permite una unión directa a otras sustancias.

Los polímeros pueden ser sólidos y líquidos, los primeros son más utilizados en la elaboración de prótesis y sistemas biomédicos: en la tabla VI se describen los de uso más generalizado, clasificados atendiendo a su morfología con las posibles aplicaciones de cada uno de los grupos [19].

A continuación se describen las características, y propiedades más sobresalientes de los compuestos poliméricos de mayor utilidad en el ámbito médico-quirúrgico y ortopédico.

9.1. POLIETILENO.

El polietileno se obtiene comercialmente en tres grados: de bajo, alto y ultra-alto peso molecular. Los polietilenos son los termoplásticos más utilizados, distinguiéndose diferentes tipos según su densidad, que al aumentar supone un incremento en la dureza, rigidez, resistencia mecánica y descenso de la permeabilidad.

Se utiliza como material auxiliar en equipamiento sanitario, como jeringuillas de un solo uso, guantes, bolsas de fluidos, entre otros. Aprovechando su excelente biocompatibilidad e inercia química en el medio fisiológico permiten su aplicación en prótesis tan diversas como conductos biliares, uréter, tendones, asimismo se emplean en cirugía plástica, suturas, drenajes, catéteres y tubos.

El polietileno de ultra-alto peso molecular se utiliza con gran asiduidad en implantes ortopédicos que tienen que soportar cargas mecánicas elevadas, como son en articulaciones de cadera y de rodilla. Este material no tiene disolvente conocido a temperatura ambiente y por tanto tiene mucha estabilidad.

El polietileno de peso molecular ultraelevado (PEPMUE). Es un plástico tenaz y sumamente inerte desde el punto de vista químico y con una resistencia a la deformación razonablemente buena (es decir, una deformación lenta y permanente en la dirección de la presión preponderante). La inactividad química es el motivo por el cual el PEPMUE no presenta prácticamente ninguna toxicidad aguda y por el cual cualquier tipo de oxidación o degradación química del PEPMUE tras la implantación es lentísimo. Por desgracia, también es el motivo por el cual las partículas de desgaste del PEPMUE persisten en el cuerpo indefinidamente, ya que son insolubles en los líquidos corporales [33].

El PEPMUE, ha dominado en el desarrollo de cirugías de reemplazos de articulaciones totales durante las últimas dos décadas desde que Charnley abandonó el uso de politetrafluoroethileno para la taza del acetabular ya que se observaban niveles inaceptables de desgaste e irritación del tejido. El éxito espectacular de este material ha provocado la disminución de las aplicaciones de otras calidades de polietileno. El PEPMUE originalmente se conocía como polietileno de alta densidad (HDPE, por sus siglas en ingles) pero comercialmente éste es un producto distinto aunque se fabrican por un proceso similar. Las principales diferencias radican en el peso molecular y la densidad. El Polietileno de baja densidad (LDPE, por sus siglas en ingles) es un material muy diferente, hecho por un proceso a alta presión y contiene una proporción más alta de regiones amorfas, lo que produce densidades más bajas. LDPE generalmente es el material usado como un injerto en sistemas que no estén sometidas a soportar la carga.

La confusión en la nomenclatura de muchos materiales plásticos frecuentemente se ha marcado desde sus primeras aplicaciones. Había interés en un celofán de película de celulosa regenerada, como aplicación de injerto, pero aparecieron reportes no alentadores concernientes a sus efectos de irritación. Una investigación sistemática sobre una serie de celofanes incluyó un reactivo del "celofán del polietileno" qué era de hecho una película del polietileno de baja densidad, subsecuentemente se encontró que este reactivo era fosfato de decitil, el cual provocaba la irritación. Los aditivos están generalmente presentes en materiales comerciales para mejorar las propiedades durante su uso. Raramente se usan polímeros puros.

9.2. POLIMETILMETACRILATO.

El PMMA (polimetilmetacrilato) tiene una excelente transparencia a la luz (92%° de transmisión), un alto índice de refracción (1.49) y una excelente resistencia a la corrosión. Es el más utilizado de los materiales acrílicos, pues su uso es en lentes de contacto, lentes intraoculares, piezas dentales, paladares artificiales, prótesis maxilofaciales, tubos de traqueotomía, y drenajes y cementos óseos.

Un ejemplo de elaboración de materiales acrílicos se expone a continuación en la obtención de cemento óseo. Este se ha venido utilizando en gran número de aplicaciones clínicas para asegurar una fijación firme en prótesis articulares, tales como cadera y rodilla. Este material se obtiene de la mezcla de un líquido incoloro monómero (metilmetacrilato) y un fino polvo blanco que es el componente polimérico polimetilmetacrilato (PMMA). Todos los cementos óseos acrílicos se curan sin temperatura, es decir que una vez elaborada la mezcla se inicia la reacción de polimerización sin aplicación de ninguna fuente externa de calor [24]. La reacción se inicia por la acción de una amina terciaria sobre el productor de radicales libres que es el peróxido de benzoilo.

Las propiedades mecánicas de los cementos óseos acrílicos presentan una importante dispersión de resultados ya que estas propiedades son muy sensibles a las condiciones de preparación y de ensayo del material: temperatura y velocidad de deformación, entre otras variables. Sin embargo, se puede decir que tienen una resistencia a la tracción que varía entre 22 y 48 MPa con unos módulos de elasticidad correspondientes entre 1.7 y 3.2 GPa.

Durante el proceso de elaboración se pueden formar burbujas de aire atrapadas en el interior de la masa, que son susceptibles de expandirse a causa del calor liberado por la reacción de polimerización. Este hecho se ve agravado cuando hay sangre o grasa, pudiéndose llegar a alcanzar porosidades de hasta el 10% en volumen. Cuando el tamaño del poro es superior a un tamaño crítico, se produce una disminución de la resistencia mecánica debido a que actúan como exaltadores de tensiones son lugares susceptibles de nucleación de grietas. Asimismo, la presencia de los poros hace disminuir la sección eficaz del cemento para resistir las solicitaciones a las que se ve sometido. Se han desarrollado técnicas para reducir la porosidad tales como las técnicas de vacío y de centrifugación [25,26].

9.3. DETERIORO DE LOS POLÍMEROS.

Los polímeros se deterioran debido a factores químicos, térmicos y físicos. Estos factores pueden actuar simultáneamente acelerando el proceso. El deterioro afecta a la cadena principal, a los grupos laterales, a los enlaces cruzados y a la disposición original de la cadena. Cuando se realiza la esterilización a temperaturas elevadas se ha de tener en cuenta la temperatura de fusión y reblandecimiento, así como las oxidaciones que pueden tener lugar en el material polimérico. La esterilización por vapor de agua puede atacar químicamente al polímero, como es el caso del cloruro de polivinilo, poliacetales, polietilenos de baja densidad y las poliamidas. La esterilización por radiación mediante el isótopo 60Co puede también deteriorar los polímeros, puesto que a altas temperaturas las cadenas de polímero pueden romperse y combinarse. En el caso del polietileno a altas dosis, éste se convierte en un material duro y frágil.

El medio ambiente del cuerpo humano es altamente hostil y todos los polímeros se deterioran tan pronto como son implantados. La causa mas probable de deterioro es el ataque iónico (especialmente OH-) y oxigeno disuelto. La degradación enzimática también puede jugar un papel importante si el material esta hecho de materiales poliméricos naturales tales como colágeno reconstituido.

Ya se ha probado la relación de los residuos de desgaste de polietileno con la osteólisis próxima a los componentes de las prótesis no cementadas. Según el informe del NIH Consensus Statement on Total Hip Replacement, en 1994: «el modo predominante del fracaso de una prótesis a largo plazo parece estar relacionado con la generación de las partículas del material, que a su vez produce una reacción inflamatoria y la consiguiente reabsorción ósea alrededor de la prótesis».

La valoración general es que la prótesis totales de cadera puede producir alrededor de mil millones de partículas de PEPMUE de tamaño micrón y submicrón, anualmente. Se han descubierto partículas de PEPMUE cerca de las puntas de los componentes femorales porosos bien fijados por penetración ósea, y puede producir osteólisis sin la presencia de aflojamiento. Parece claro que en articulaciones con una superficie de soporte de carga de PEPMUE, el volúmen de partículas de material de PEPMUE es mucho mayor que el de metal. Un estudio reciente in vitro sugiere que las partículas de las aleaciones de titanio son más potentes a la hora de provocar una respuesta de los macrófagos que las partículas de PEPMUE.

SÍNTESIS

Son muchas las áreas de la medicina en que se utilizan los biomateriales (dental, ortopedia, cirugías plásticas, etc.). La biocompatibilidad, es el grado de "aceptabilidad biológica", que define la interacción de los biomateriales con los tejidos orgánicos.

La respuesta inmediata del tejido al biomaterial es la inflamación; pasando por sus etapas que son: agresión, inflamación y reparación del tejido. Factores que influyen en la biocompatibilidad de un material son: químico (toxicológicos), eléctricos (corrosión por polarización), propiedades de superficies (hidrofobicas o hidrofilicas), Interacciones mecánicas (tracción, compresión o cizallamiento) y geométricos (depende de su granulometría, geométrico y cantidad).

Materiales implantables que pueden ser tolerados por el cuerpo humano en pequeñas cantidades (Fe, Co, Ni, Ti, Ta, Mo, W), deben ser resistentes a la corrosión.

Los materiales de las prótesis deben presentar buenas propiedades para resistir el desgaste por fatiga, a la corrosión y a la abrasión. Las fallas de estas es por lo regular, técnico o biomecánico. Ya que las prótesis no tiene la naturaleza del hueso, que es la auto reparación. La corrosión es un proceso electroquímico que debilita los implantes.

Los posibles efectos de los metales en el organismo, al igual que los plásticos, son los efectos cancerigenos de los iones metálicos.

Los metales que más resisten al desgaste y a la corrosión son las aleaciones de Co,-Ni-Cr-Mo y los componentes de titanio. Los plásticos más utilizados son: polietileno de peso molecular ultra elevado (PEPMUE) y polimetilmetacrilato (PMMA). Las cerámicas más empleadas son: la alumina (Al2O3), hidroxiapatita (HCA) y oxido de zirconio (ZrO2).

El deterioro de los polímeros es por factores químicos, térmicos y físicos. El deterioro afecta la cadena principal, de los grupos laterales, de los enlaces cruzados y la disposición original de la cadena reduciéndola y fragilizando el polímero.

REFERENCIAS:

1. Kenneth R. St. John and Audrey K. Tsao. "Materials for applications that are subject to wear an friction". Universidad de Mississippi Medical Center. Jackson. Mississippi.

2. Williams D. "Biocompatibility of implant materials". Sector publishing limited. London 1976.

3. I. Proubasta, J. Gil Mur. J. A. Planell Fundamentes de biomecánica y biomateriales Manual de apuntes de Biomecánica y Biomateriales. Universidad Politécnica de Cataluña. Master en Bioingeniería. Barcelona. España.

4. Williams D. "Review: Tissue-bjornaterjaj interactiori". Jour. Mat. Scen. 1987.

5. Williams D. "Techniques of biocompatibility testing". C.R.C.Biocompatibility, 1989.

6. Zapffe, C. A. "Stainless steel" The American Society for Metals, Cleveland, Ohio 1949 Chap. 1

7. Properties and selection: irons. steel, and high-performance alloys. "Wrought stainless steel". ASM Handbook Vol. 1

8. Haynes. E. "Alloys of cobalt with chromium and other metals". Trams. Am. Inst. Mn. Metall. Pet. Eng. 44, 573. 1913.

9. Charnley J: Total hip replacement by low-friction .arthroplasty, Clin Orthop 72:7, 1970.

10. McQuillan. A. D. and McQuillan. M. K. "Titanium " Butterworths. London. 1956

11. Ducheyne P, Lemons .1. E. "Bioceramics: material characteristics versus in vivo behaviour". The New York academy of sciences, New York, 1988.

12. Hench L, L., "Bioceramics: From concept to clinic". Journal of the American Ceramic Society: 1991

13. Dörre, E., "A1uminiumoxidkeramik als implantatwerkstoff". Med. Orthop. Tehc., 1976

14. Semlitsch. M. Lehman, M., Webwe. H., Dörre, E., and Willert, H. G. "New prospect for a prolonged functional life-span of artificial joint by the using material combination polvethvlene/aluminium oxide ceramic/meta F". J.Biomed. Mater. Res., 1977

15. Griss P., Heimke G. "Biocompatibilitv of high density alumina and its applications in orthopedic surgery".Biocompatibilitv of clinical impiant materials V. II CRC. Series in biocompatibility 2000 Boca Raton. Florida.

16. White, R., Weber, J., and White. E., "Replamineform: a new process for preparing porous ceramic, metal and polymer prosthetic materials". Science 1972.

17. Newesley, H. "High temperature behavior of hidroxiapatite and fluor apatite". J. Oral Rehab. 1977

18. Münzenberg, K. J. and Gebhardt, M. "Brushite, octacaicium phosphate, and carbonate-containing apatite in bone". Clin, Orthop. Relat. Res. 1973

19. Dimitru S. "PoIymeric Biomaterials". Marcel Decker Inc. New York 1993

20. Charn1ey. I. "Fluon as bearing material" J. Bone Jt. Surg. Br. Vol. 45 1963

21. Page.I.H. "The production of persistent arterial hypertension by cellophane perinephritis". JAMA. 1939

22. McKeever. D. C. "The use of cellophane as an interposition membrane in synovectomy". J. Bone it. Surg. Br. Vol. 1943

23. Bloch B. and Hastings. G. W. "P1astic materials in surgery" Charles C. Thomas. Springfield. 1972.

24. Brauer G. M., Steinberg D. R., Stansbury J. W. "Dependence of curing time pike temperature and mechanical properties on the composition of bone cement". J. Biomed. Mater. Res., 1986.

25. Berry J. "Fracture processes in polymeric materials" y Dependence of the ultimate properties of polymethylmethacrylate on molecular weigth J. Polymer Sci. A. 1964,

26. Lee A. J. C., Ling R. S. M. Wrighton. "Some properties of polymethylmethacrylate with reference to its use in orthopedic surgery". Clin. Ortho. Rel Res. 1973

27. Sperati C .A. and Starkweather H. W. "Fluorine-containing polymers". II. Po1ytetrafluoroethylene Fortschr. Hochpolym.- Forsch.. 1961.

28. Lewis F.M. "The science and technology of silicon rubber". Rubber Chem. Technol. 1962

29. Meals R. N. and Lewis F. M. "Si1icones" Reinhold Plastic Application Series. 1959.

30. Boret.os J. W. "The chemistry and biocompatibility of specific polyurethane system for medical use". Biocompatibilit) of clinical implant materials V. II CRC. Series in biocompatibility 2000 Boca Raton. Florida.

31. WilliamsF. "Vo1ume II: Carbon and po1imeros". Biocompatibility of clinical implant materials V. II CRC. Series in biocompatibility 2000, Boca Raton. Florida.

32. Buerkle AR Jr, Eftekhar NS: Fixation of the femoral head prosthesis with methylmethacrylate, Clin Ortbop 111:134, 1975. 33 Campbell WC: Interposition of Vitallium plates in arthroplasties of the knee. Am Surg 47:639, 1940.

34 Chapman MA, Hadley WK: The effect of polymethylmethacrylate and antibiotic combinations on bacterial viability: an in vitro and preliminary in vivo study, J Bone Joint 58-A:76,1976.

35 Charnley J: Surgery of the hip-joint: present and future developments, Br Med J 5176:82l, 1960.

36 Charnley: Artroplasty of the hip: a new operation, Lancet 1:1129, 1961

Autor:

Rosa Gutiérrez Limón