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.

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Autor:

Rosa Gutiérrez
Limón