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“BIOMATERIALES USADOS EN ODONTOLOGÍA”

INVESTIGACIÓN BIBLIOGRÁFICA DEL PROCESO DE SUFICIENCIA

PROFESIONAL PARA OBTENER EL TÍTULO DE CIRUJANO DENTISTA

JHOANA MERCEDES LLAGUNO RUBIO

Lima – Perú 2011

UNIVERSIDAD PERUANA CAYETANO HEREDIA

Facultad de Estomatología Roberto Beltrán

JURADO EXAMINADOR

PRESIDENTA : Dra. Beatriz Chávez Reátegui.

SECRETARIO : Dr. Carlos Espinoza Montes.

ASESOR : Dr. Hugo Ghersi Miranda.

FECHA DE SUSTENTACIÓN : 10 de Marzo del 2011

CALIFICATIVO : APROBADO

A Dios por estar siempre conmigo y guiar mi camino.

A mis padres: ¨Miguel y Blanca ¨ y mis hermanos:

¨Miguel, Paola y Alonso¨ por su apoyo, comprensión

y amor.

Al Dr. Hugo Ghersi Miranda por su dedicación y

exigencia para la realización de este trabajo.

A mi familia y amigos por el apoyo incondicional y

sus buenos deseos.

AGRADECIMIENTOS: • Al Dr. Hugo Ghersi Miranda por su tiempo, exigencia, dedicación, ánimos y su apoyo

incondicional en el presente trabajo.

• Al Dr. Carlos Espinoza Montes por su apoyo brindado durante la ejecución del trabajo.

Resumen

El presente trabajo nos muestra una revisión bibliográfica acerca del uso de materiales

biológicos, conocidos también como biomateriales, y su aplicación en las ciencias de la

salud, teniendo como objetivo principal el de darnos a conocer los de mayor uso en el

proceso de regeneración ósea en el campo de la odontología, sus características y

propiedades, así como sus ventajas y desventajas. Para lograr dicho propósito, se extrajo

información de diversos artículos científicos obtenidos de las bases de datos MEDLINE,

EBSCO y SCIELO, así como de libros obtenidos de E-LIBRO y E-BRARY. La

conclusión principal que se obtuvo es que el éxito en el proceso de regeneración ósea en el

campo de la odontología; así como en cualquier otra rama de las ciencias de la salud,

depende del uso de biomaterial adecuado, teniendo en cuenta que no todos los casos van a

requerir el mismo procedimiento ni el mismo material.

Palabras clave: Materiales biológicos, regeneración ósea, odontología.

Lista de Abreviaturas

ABS: Acrilonitrilo, Butadieno, Estireno

EGDM: Dimetacrilato de Etilenglicol

FCs: Factores de Crecimiento

FCDP: Factor de Crecimiento Derivado de Plaquetas

FCEV: Factor de Crecimiento Endotelial Vascular

FCF: Factor de Crecimiento Fibroblástico

FNT-α: Factor de Necrosis Tumoral Alfa

FTC-β: Factor Transformador de Crecimiento β

HA: Hidroxiapatita

IGF-I: Factor de Crecimiento de Insulina I

IGF-II: Factor de Crecimiento de Insulina II

IL-1: Interleuquina I

IL-6: Interleuquina 6

FGF: Factor de Crecimiento Fibroblástico

MAA: Ácido Metacrílico

MAH: Anhídrido Maleico

MG-CFU: Macrófago Granulocito – Unidades Formadoras de Colonias

MPa: Mega Pascales

MSC: Células Madre Mesenquimales

NVP: N-vinyl-2-pirrolidona

PDMS: Polidimetilsiloxano

PGL: Poliglicolillactida

PMMA: Polimetilmetacrilato

PMNs: Polimorfos Nucleares

PMO: Proteína Morfogenética Ósea

PP: Polipropileno

PTFE: Politetrafluoretileno

PVC: Cloruro de polivinilo

TGF-β: Factor de Crecimiento Transformante β

UMB: Unidad Multicelular Básica

UEO: Unidad Estructural Ósea

Lista de Tablas

Página

1. Tabla 1:

Materiales metálicos más utilizados en medicina y odontología. 11

2. Tabla 2:

Fórmula química, propiedades mecánicas y respuesta biológica de algunas

cerámicas empleadas como biomaterial. 17

3. Tabla 3:

Propiedades mecánicas de algunos polímeros empleados como biomateriales. 23

4. Tabla 4:

Ejemplos de materiales médicos y dentales y sus aplicaciones. 27

5. Tabla 5:

Descripción de los diferentes biomateriales y partes comparativas de ellos. 67

Índice de Figuras

Página

1. Figura 1:

Implante dental de titanio 7

2. Figura 2:

Cadera artificial 7

3. Figura 3:

Inyección de hidroxiapatita de calcio para eliminación de arrugas. 7

4. Figura 4:

Hilos de sutura reabsorbibles. 8

5. Figura 5:

Estructura química de algunos polímeros empleados como biomateriales. 19

6. Figura 6:

Dos tipos diferentes de copolímeros usualmente empleados como

biomateriales: la poliglicol-lactida y poliuretano 22

7. Figura 7:

Secuencia de eventos que ocurren al colocar un biomaterial dentro

del cuerpo humano. 30

8. Figura 8:

Implantes dentales. 33

9. Figura 9:

Fases del remodelado óseo en trabécula ósea. Modificado de Mosekilde. 47

10. Figura 10:

Diferenciación de osteoclastos. Modificado de Forwood. 50

Índice de Contenidos

Página

I. INTRODUCCIÓN 1

II. MARCO TEÓRICO 5

II.1 PROPIEDADES DE LOS BIOMATERIALES 5

II.2 CLASIFICACIÓN DE LOS BIOMATERIALES 6

1. Según el enlace atómico

2. Según la reacción con el organismo

3. Según sus características

II.3 INTERACCIÓN ENTRE CÉLULA Y BIOMATERIAL 29

II.4 APLICACIÓN EN LA ODONTOLOGÍA 32

1. Materiales Metálicos

2. Materiales Cerámicos

3. Materiales Poliméricos

4. Materiales Orgánicos

II.4.1 BIOMATERIALES EN REGENERACIÓN ÓSEA 38

1. Proceso de Regeneración Ósea

2. Tipos de biomateriales

2.1 Injertos

2.2 Células Madre

2.3 Factores de señalización celular y factores de crecimiento

2.4 Armazones celulares

2.5 Metales

2.6 Cerámicas

2.7 Polímeros

III. CONCLUSIONES 71

IV. REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS 72

1

I. INTRODUCCIÓN:

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 tecnologías, 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

materiales sucedió en la década del 50, con el uso de procedimientos empíricos 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 al siglo XXX

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.

En la era moderna, en 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

con 18% de níquel y 8% de cromo (tipo 302). Hacia 1940 se mejoró la resistencia a la

corrosión de los aceros mediante el agregado de 2-4% de molibdeno. En 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.

2

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).

3

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 (del estado de Carolina del Sur en los EE.UU.), 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 superficie 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. (1)

Si bien no existe una única definición obtenida por el acuerdo entre los expertos en el

campo, las siguientes definiciones pueden darnos una idea general de las cosas que

abarca:

a. Material no vivo usado en un dispositivo médico, pensado para

interactuar recíprocamente con sistemas biológicos.

4

b. Sustancia o combinación de sustancias de origen natural o artificial,

que puede ser usada durante cierto tiempo como un todo o como parte

de un sistema que permite tratar, aumentar o reemplazar algún tejido,

órgano o función del cuerpo humano.

c. Material sintético empleado para reemplazar parte de un sistema vivo o

que está en íntimo contacto con fluidos biológicos.

Una definición complementaria, esencial para entender el objetivo de la ciencia de los

biomateriales, es la biocompatibilidad, que se define como la habilidad de un material

para llevar a cabo una aplicación específica con una adecuada respuesta del hospedero

(paciente). Esto implica la aceptación del dispositivo artificial por parte del cuerpo y

que:

a. No irrite a los tejidos circundantes.

b. No provoque una respuesta inflamatoria

c. No produzca reacciones alérgicas

d. No tenga efectos carcinogénicos

Los biomateriales son empleados en distintos contextos y cada uno de ellos asociado a

algún tipo de aplicación particular. Veamos algunas posibilidades:

a. Para reemplazo de partes dañadas, enfermas o faltantes: máquina para

diálisis renal, reemplazo de la articulación de la cadera, implantes y

prótesis dentales, etc.

b. Para asistir en cicatrizaciones y curaciones: suturas quirúrgicas, placas

y tornillos para fijación de fracturas óseas, etc.

c. Para mejorar funciones: marcapasos cardíaco, lentes de contacto, etc.

d. En correcciones estéticas: modificación de labios, pechos, barbilla, etc.

e. Como ayuda para diagnósticos y tratamientos: catéteres, electrodos

específicos, drenajes, etc.(2)

5

II. MARCO TEÓRICO:

II.1 PROPIEDADES DE LOS BIOMATERIALES:

El término de Biomaterial es usado para designar aquellos materiales de origen

natural o artificial que se implanten en un organismo vivo con la finalidad de restaurar

morfológica y funcionalmente tejidos u órganos alterados por traumatismos,

malformaciones o enfermedades degenerativas.

En las últimas décadas se han desarrollado biomateriales para cumplir requerimientos

específicos en diferentes aplicaciones clínicas. Autores como Ikada, Meyer, Estrada y

Barreredescriben que los biomateriales deben observar las siguientes propiedades:

a. Biocompatibilidad: integrarse al organismo hospedero sin que haya efectos

citotóxicos, genotóxicos o respuesta inmune. Esta es una propiedad fundamental

de los biomateriales.

b. Biodegradabilidad: degradarse (mediante hidrólisis) a tasas que sean lo más

cercanas posibles a las tasas de formación de nuevo hueso. Esto constituye un reto

a la biocompatibilidad debido a que los productos de la degradación no deben ser

tóxicos.

c. Resistencia y compatibilidad mecánica: resistir cargas mecánicas según sea la

posición del tejido óseo que reemplaza. Las propiedades mecánicas como el

módulo de elasticidad, la resistencia a la tracción, a la fractura, a la fatiga y

porcentaje de elongación, entre otros, deben ser lo más cercanas posibles a las del

tejido que se reemplaza (compatibilidad mecánica) para evitar la osteopenia.

d. Osteoinductividad: promover la fijación de la formación de células específicas del

tejido óseo. Esto se logra al reclutar células madre mesenquimales y

ósteoprogenitoras para que posteriormente proliferen y se diferencien hacia la

línea osteogénica.

e. Osteoconductividad: actuar como soporte estructural en la formación y

crecimiento de nuevo hueso. Esta propiedad se combina con la biodegradabilidad

pues el material del implante debe ser reabsorbido para dar espacio al nuevo tejido

que inicialmente ayudó a soportar.

6

f. Radiolucidez: diferenciarse radiográficamente con respecto al tejido donde se

implantó.(3)

II.2 CLASIFICACIÓN DE LOS BIOMATERIALES:

Clasificaremos a los biomateriales teniendo en cuenta un doble punto de vista, a partir

de consideraciones intrínsecas según el enlace atómico y también, como consecuencia

del uso y por tanto de las propiedades que presentan en general.

1. Según el enlace atómico:

a. Enlace iónico: se establece entre iones cargados positiva o negativamente;

los iones con cargas opuestas sufren fuerzas de atracción mutua.

b. Enlace covalente: en este caso cada pareja de átomos comparte sus

electrones externos para llenar la última capa o nivel electrónico.

c. Enlace metálico: los electrones de las capas exteriores que permanecen

semilibres son compartidos por todos los átomos moviéndose a través de la

red cristalina, constituyendo los llamados electrones de conducción.

d. Enlace de Van der Waals: consiste en fuerzas de atracción pequeñas entre

moléculas o átomos neutros y próximos.

e. Enlace por puentes de hidrogeno: es considerado un enlace débil y está

mediado por un átomo de hidrógeno que es compartido por dos moléculas.

(4)

Se debe puntualizar que en la mayoría de los materiales se da alguna combinación de

estos enlaces.

2. Según la reacción con el organismo:

a. Bioinerte: se refiere a un material que una vez implantado en el organismo

tiene una mínima interacción con el tejido circundante. Ejemplos de estos

materiales son: acero inoxidable, titanio, aleaciones de estos metales,

alúmina, zirconia estabilizada y polietileno de alto peso molecular.

7

Figura 1: Implante dental de

titanio

(http://www.castillo-olivaresjl.com/biomedicina.htm)

Figura 2: Cadera artificial

(https://11afqa.wikispaces.com/

Ana+Catarina)

b. Bioactivos: materiales que una vez implantados interaccionan con el tejido

óseo circundante o incluso con los tejidos blandos. Esto ocurre mediante

una modificación de la superficie dependiente del tiempo de contacto.

Existe un intercambio de iones entre el implante bioactivo y los fluidos, lo

cual desemboca en la formación de carbonato de apatita biológicamente

activa, que es similar o equivalente a la fase mineral del tejido óseo tanto

cristalográficamente como químicamente, Ejemplos son: biovidrio e

hidroxiapatita de calcio.

Figura 3: Inyección de hidroxiapatita de calcio para eliminación de arrugas.

(http://www.telva.com/2007/10/31/estarguapacara/1193844768.html)

c. Bioreabsorbibles: materiales que al implantarse en el cuerpo, comienzan a

disolverse y lentamente son reemplazados por el tejido circundante tal

como hueso; esto sucede por ejemplo con el fosfato tricálcico.(5)

8

Figura 4: Hilos de sutura reabsorbibles.

(http://www.quirumed.com/es/Catalogo/articulo/41011/hilo-trenzado-reabsorbible-

usp-3-0-16-mm-12-uds-)

3. Según sus características:

3.1 Materiales Metálicos:

Son substancias inorgánicas formadas por uno o más elementos metálicos,

pudiendo contener también algunos no metálicos como por ejemplo Carbono,

Nitrógeno, Oxigeno, etc. Los metales tienen una estructura cristalina en la que

los átomos están dispuestos de manera ordenada como consecuencia de su

enlace atómico de tipo metálico(4,5).

- Características generales:

Buena conductividad térmica

Buena conductividad eléctrica

Relativa alta resistencia mecánica

Elevada rigidez

Ductilidad o conformabilidad

Resistencia al impacto.

Los metales son particularmente útiles en aplicaciones estructurales o de carga.

Ocasionalmente se utilizan en forma elemental aunque se prefiere

normalmente el empleo de sus combinaciones denominadas aleaciones con el

fin de mejorar ciertas propiedades.

Los metales y aleaciones suelen dividirse en dos clases; ferrosos cuando el

constituyente principal es el hierro e incluye ferritas, aceros y fundiciones, y en

9

aleaciones no férreas que son las que carecen de hierro o sólo lo contienen en

cantidades relativamente pequeñas.

Por su selectividad, los aceros aleados son los que presentan mejores

propiedades generales y por tanto una más amplia especificidad en sus

aplicaciones.

Dentro de los elementos que potencian más las propiedades de los aceros

aleados tenemos:

Aluminio: es un desoxidante eficaz.

Cromo: aumenta las características mecánicas a altas temperaturas, la

resistencia a la oxidación y a la corrosión, la relación límite elástico-

resistencia a la tracción e igualmente la resistencia y el límite de fatiga,

mejora la resistencia a la abrasión y al uso.

Cobalto: mejora la resistencia a la fluencia.

Manganeso: aumenta la templabilidad, forma aceros muy resistentes al

uso, aumenta la tenacidad.

Molibdeno: aumenta la resistencia a la corrosión en los aceros inoxidables,

forma partículas que elevan la resistencia a la abrasión.

Níquel: aumenta la resistencia de los aceros no tratados o recocidos,

aumenta igualmente la relación límite elástico-resistencia a la tracción y el

límite de fatiga así como la tenacidad de los aceros ferríticos-perlíticos.

Silicio: se emplea como desoxidante, mejora la resistencia a la oxidación,

eleva la resistencia de los aceros poco aleados.

Titanio: mejora la resistencia a la oxidación en caliente (soldaduras).

Tungsteno: forma partículas duras y resistentes a la abrasión, mejora la

resistencia en caliente, afina la textura.

Así mismo, conjuntamente con los elementos de aleación, las diferentes

propiedades de los aceros tales como la resistencia mecánica, resistencia a la

corrosión, resistencia a la soldadura y a la abrasión se mejoran según los

diferentes tratamientos térmicos que se le apliquen(4,5).

10

- En el campo de la salud:

Los implantes metálicos han tenido un gran impacto económico y clínico en el

campo de los biomateriales. De las 3,6 millones de operaciones ortopédicas

llevadas a cabo por año en los EE.UU., el 40% involucra materiales metálicos:

reducción de fracturas, colocación o reemplazo de articulaciones, artroplastía

de rodillas y tobillos, y reemplazo total o artroplastía de cadera. Además de los

elementos ortopédicos, hay otro mercado para los implantes metálicos, que

incluyen la cirugía oral y maxilofacial (implantes dentales) y cirugía

cardiovascular (partes de corazones artificiales, marcapasos, reemplazos de

válvulas, clips para aneurismas, etc.).

Los metales y aleaciones se emplean, básicamente, como componentes

estructurales, a fin de reemplazar determinadas partes del cuerpo humano. De

forma más precisa, puede afirmarse que los materiales metálicos son

imprescindibles, hoy por hoy, para aquellas aplicaciones clínicas que requieran

soportar carga, y eso es debido a dos razones básicas: sus propiedades

mecánicas y su resistencia a la corrosión en el organismo humano. Además

pueden ser conformados, es decir, darle diversas formas, por medio de una

gran variedad de técnicas. Todo esto explica su frecuente empleo como

biomateriales.

En la tabla 1 se listan los materiales metálicos más utilizados en la actualidad.

Como puede observarse, si bien las aplicaciones de los biomateriales metálicos

son múltiples, el número de familias de aleaciones metálicas que pueden

soportar ese medio tan agresivo que es el organismo humano es muy reducido.

Pero, además, los implantes realizados con estos materiales tampoco son

enteramente satisfactorios, ya que en muchos casos se producen fallos en su

aplicación tales como desgaste, corrosión, liberación de especies iónicas al

organismo, pérdida de la unión con los tejidos óseos y de la transmisión de

esfuerzos a los tejidos circundantes. Dentro de las técnicas que tienden a

mejorar su comportamiento en ese sentido, existen algunas expectativas

interesantes por la vía de los tratamientos superficiales, e incluso se dispone de

tecnologías que hacen que la superficie del sustrato metálico sea bioactiva, lo

que posibilita su unión con los tejidos circundantes. (2)

11

Tabla 1: Materiales metálicos más utilizados en medicina y odontología

Material Composición química aproximada (% en

masa)

Acero inoxidable tipo AISI 316L Cr, 18; Ni, 12; Mo, 2.5; C<0.03; Fe, balance

Aleación de cobalto ASTM F75 Cr, 28; Mo, 6; Ni, 2; Co, balance

Aleación de cobalto ASTM F562 Cr, 20; Ni, 35; Mo, 10; Co, balance

Titanio comericalmente puro Ti, 100

Aleaciòn de titanio Ti-6Al-4V Al, 6; V, 4; Ti, balance

Aleaciones dentales de plata Pd, 15; Au, 5; Ag, balance

(Duffó. Biomateriales; una mejor calidad de vida. Argentina. Eudeba; 2009)

3.2 Materiales Cerámicos:

Las cerámicas son materiales compuestos por elementos metálicos y no

metálicos que se mantienen unidos por enlaces iónicos y/o covalentes. Al igual

que en los metales, los enlaces interatómicos en las cerámicas producen un

arreglo tridimensional con estructuras cristalinas definidas. En contraste con

los enlaces metálicos, los electrones en los enlaces iónicos y covalentes están

localizados entre los iones/átomos que los constituyen, y por ese motivo las

cerámicas son malos conductores de la electricidad y del calor.

La fuerza de los enlaces iónicos y covalentes hacen de la cerámica un material

duro y frágil y se rompen con muy baja deformación plástica (eventualmente

ninguna), y son sensibles a la presencia de defectos o fisuras en ellas. La

naturaleza iónica y/o covalente de las cerámicas determina su comportamiento

químico. (2)

Comúnmente estos materiales son duros, frágiles, con baja tenacidad y

ductilidad, presentan altos puntos de fusión y baja conductividad eléctrica y

térmica. Así mismo se comportan con relativa alta estabilidad en la mayoría de

los medios más agresivos, debido al equilibrio de sus fuertes enlaces.

Estos materiales pueden ser clasificados en compuestos con estructuras

cristalinas relativamente sencillas y estructuras de silicatos.

12

La estructura de los silicatos es particularmente importante por su aplicación

tanto como materiales en ingeniería como materiales aislantes eléctricos. La

unidad básica estructural de 1os silicatos es el tetraedro, en el que el enlace Si-

O es aproximadamente 50% iónico v 50% covalente.

Muchos materiales cerámicos son duros y tienen baja resistencia al impacto.

Los fallos mecánicos se dan principalmente por defectos estructurales y las

causas de fractura en cerámicos policristalinos han de buscarse en las grietas

superficiales producidas durante 1os procesos de conformación. Esta clase de

materiales, debido a la combinación de enlaces iónico-covalente tienen

inherentemente una baja tenacidad.

La investigación científica de 1os últimos años ha mejorado ostensiblemente la

tenacidad de los cerámicos mediante presión en medio caliente con aditivos y

reacciones de aglutinación.

Es interesante hacer notar que por la ausencia de plasticidad en estos

materiales, al aplicar esfuerzos cíclicos, la fractura debido a la fatiga es poco

corriente. En cuanto a las propiedades en general, la mayoría de 1os cerámicos

tienen bajas conductividades a causa de sus fuertes enlaces atómicos y son

buenos aislantes térmicos. Presentan una alta resistencia al calentamiento por

lo que son usados como refractarios, también resisten la acción de ambientes

calientes sean líquidos o gaseosos.

Los cerámicos compuestos por sílice, aluminio y borosilicato presentan

propiedades mecánicas y estructurales similares a 1as del hueso; 1os implantes

realizados en monos y ratas no han sufrido rechazo por lo que pueden servir

para reforzar huesos fracturados o dañados.

Otra clase de materiales cerámicos como son 1os vidrios, los cuales se

caracterizan por presentar una estructura no cristalina, sus propiedades de

transparencia, dureza a temperatura ambiente y excelente resistencia a la

corrosión en la mayoría de los ambientes, hacen que estos materiales tengan

13

aplicaciones muy singulares y es en el campo de la óptica en general, el campo

fundamental del vidrio como biomaterial (4,6).


Aunque las cerámicas no sufren corrosión, presentan alguna forma de

degradación cuando son expuestas al medio biológico, siendo el mecanismo de

la degradación dependiente del tipo particular de material considerado. Aun las

cerámicas consideradas inertes químicamente (alúmina, por ejemplo)

experimentan una degradación de sus propiedades mecánicas como

consecuencia del contacto con la solución salina del medio biológico. La

mayor desventaja de las cerámicas es su fragilidad y sus pobres propiedades

mecánicas: aunque pueden soportar grandes cargas en compresión, fallan

cuando son cargadas en tracción o en flexión; pero son empleadas donde la

resistencia al desgaste es de vital importancia, y se utilizan generalmente para

reparar o reemplazar tejido conectivo duro del esqueleto. Sin embargo, hay

que destacar que el éxito de la aplicación depende de lograr una unión estable

entre estos biomateriales y el tejido conectivo.

Para analizar este fenómeno es importante conocer cuál será la respuesta del

tejido a la presencia del material implantado y, para ello, se reconocen cuatro

situaciones diferentes:

- Si el material empleado es tóxico, el tejido circundante muere.

- Si el material no es tóxico y es biológicamente inactivo (inerte), se forma un

tejido fibroso alrededor del material de espesor variable.

- Si el material no es tóxico y es biológicamente activo (bioactivo), se

producen nuevos enlaces químicos entre el material y el tejido que lo rodea.

- Si el material no es tóxico pero se disuelve en el medio biológico, el tejido

circundante gradualmente va reemplazando al material que se va

disolviendo.

Esto nos evidencia que un biomaterial debe ser no tóxico, obteniendo de ese

modo la posibilidad de existencia de cerámicas bioinertes, cerámicas

bioactivas y cerámicas reabsorbibles.

14

a. Cerámicas Bioinertes:

Producen una respuesta mínima por parte del organismo y llevan al

encapsulamiento del material como consecuencia de lo que se denomina

respuesta al cuerpo extraño. Estos materiales son extremadamente estables,

tanto química como físicamente, y sufren muy poca alteración en contacto

con el medio biológico.

Las cerámicas inertes más frecuentemente empleadas:

- Alúmina (Al2O3): es la cerámica bioinerte más frecuentemente utilizada

y ha venido siendo usada desde hace más de 35 años. Se la emplea en su

forma policristalina para fabricar la cabeza del fémur en los reemplazos

totales de cadera, y en su forma monocristalina para fabricar implantes

dentales. La mayoría de los dispositivos de alúmina son fabricados con

α-Al2O3 policristalina, de granulometría muy fina, y se los produce por

presión y sinterizado a temperaturas entre 1600°C y 1700°C. Se le

adiciona una pequeña cantidad de MgO (<0,5%) para favorecer el

sinterizado y limitar el crecimiento de los granos durante la sinterización.

La resistencia mecánica, resistencia a la fatiga, y tenacidad a la fractura

de la alúmina policristalina es función del tamaño de grano y de su

pureza. El uso de la alúmina como biomaterial está motivado

fundamentalmente por su excelente biocompatibilidad, por la formación

de una cápsula muy fina de tejido a su alrededor lo que permite la

fijación de la prótesis sin cementar; y su excepcional coeficiente de

fricción y baja velocidad de desgaste.

- Zirconia parcialmente estabilizada (ZrO2): también es empleada como

esfera articular en reemplazos totales de cadera. Es fundamentalmente

ZrO2 con el agregado de algún óxido metálico tales como MgO o Y2O3.

La ventaja potencial de la zirconia en prótesis bajo cargas es su bajo

módulo de elasticidad, su alta resistencia mecánica y su buena tenacidad,

comparada con otras cerámicas. Sin embargo, hasta ahora hay

insuficiente cantidad de datos para determinar si esas propiedades

conducirán a un éxito clínico luego de varios años de uso (más de 15).

15

- Nitruro de silicio (Si3N4): estos tres materiales tienen la característica de

que presentan una alta resistencia a la compresión, una excelente

resistencia al desgaste y una inercia química casi total.

b. Cerámicas bioactivas:

Producen un enlace químico directo con los tejidos, en particular con los

huesos. Son materiales cuya superficie es muy reactiva, aunque presentan

una baja solubilidad en el medio biológico. Son empleadas frecuentemente

para la fijación de implantes en el sistema óseo.

El exponente más importante de esta familia de cerámicas está dado por la

hidroxiapatita (HA), cuya fórmula química es Ca10(PO4)6(OH)2, que es el

componente fundamental (pero no el único) de los huesos vivos, ya que el

hueso natural es un material compuesto que contiene aproximadamente

80% de hidroxiapatita (que le proveen dureza) y 20% de fibras colágenas

(que le proveen flexibilidad). Este material tiene pobres propiedades

mecánicas y se lo emplea para aplicaciones que no deben soportar cargas,

como, por ejemplo, en recubrimientos de acero inoxidable, titanio o

aleaciones de cobalto-cromo en implantes óseos y dentales y para

reconstrucciones maxilofaciales.

Otro grupo de materiales bioactivos son los denominados vidrios bioactivos

(Bioglass). Se ha demostrado que ciertas composiciones de vidrios se

enlazan químicamente con los tejidos. Una característica común de estos

materiales es una modificación de su superficie que es dependiente del

tiempo transcurrido luego de su implantación. La superficie forma una

película biológicamente activada de hidroxiapatita carbonatada que resulta

de interfase enlazante con los tejidos. Los materiales que son bioactivos

desarrollan una interfase adherente con los tejidos que resistirán esfuerzos

mecánicos importantes. La unión con los huesos fue primeramente

demostrada para un rango de vidrios bioactivos que contenían SiO2, Na2O,

CaO y P2O5 en proporciones específicas. Hay tres características en su

composición que distinguen a estos vidrios de los tradicionales, éstas son:

que tienen menos del 60% en moles de SiO2, alto contenido en Na2O y

16

CaOy alta relación CaO/P2O5. Esas características hacen que su superficie

tenga una alta reactividad cuando son expuestos a un medio acuoso. Las

aplicaciones clínicas de los vidrios bioactivos y los vidrios cerámicos

incluyen la cirugía del oído medio, cirugía vertebral y el mantenimiento de

las crestas óseas y reemplazo del oído medio, como así también la

reparación de defectos periodontales.

c. Cerámicas reabsorbibles:

Algunas cerámicas tienen la particularidad de que son destruidas

químicamente por el medio biológico. Los productos químicos generados

por su degradación son capaces de ser procesados por las rutas metabólicas

normales del organismo sin producir efectos nocivos. La velocidad de su

disolución está dada por su composición química y por la relación entre el

área expuesta al medio biológico y el volumen del material. Uno de los

exponentes más importantes de este tipo de cerámicas son las de fosfato de

calcio, que se vienen empleando en medicina y odontología desde hace

aproximadamente 25 años. Las aplicaciones incluyen implantes dentales,

tratamientos periodontales, aumento de la cresta alveolar, ortopedia y

cirugía maxilofacial y otorrinolaringología.

Se emplean diferentes fases de fosfato de calcio y su reabsorción o

degradación está causada por tres factores:

- Disolución fisicoquímica: depende de la solubilidad del material y del

pH local.

- Desintegración física en pequeñas partículas: como resultado de un

ataque químico preferencial sobre los bordes de grano.

- Por factores biológicos tales como fagocitosis, que causa una

disminución del pH local.

La velocidad de biodegradación se incrementa a medida que se incrementa

el área superficial, cuando decrece la cristalinidad, cuando decrece la

perfección cristalina y cuando decrece el tamaño de los cristales o granos.

17

Hay algunos factores que tienden a disminuir la velocidad de

biodegradación, tales como la inclusión de iones fluoruro en la cerámica.

Tabla 2: Fórmula química, propiedades mecánicas y respuesta biológica de algunas

cerámicas empleadas como biomaterial.

Ceràmica Fórmula Módulo

de

elasticida

d (GPa)

Máxima

tensión de

compresió

n (MPa)

Máxima

tensión de

tensión

(MPa)

Comentario

Alúmina Al2O3 380 4500 350 Bioinerte

Zirconia ZrO2 200 820 Bioinerte

Carbón

pirolítico

C 18/28 517 280/560 Bioinerte

Bioglass Na2O, CaO, P2O3,

SiO2

22 500 56/83 Bioactivo

Hidroxiapat

ita (de alta

temp.)

Ca10(PO4)6(OH)2 100 Bioactivo

Fosfato

tricálcico

Ca7(PO4)2 40/117 510/896 69/193 Biodegradabl

e

Hidroxiapat

ita (de baja

temp)

Ca10(PO4)6(OH)2 Biodegradabl

e


La tabla 2 muestra las propiedades mecánicas de algunas cerámicas empleadas en

medicina y odontología, juntamente con un comentario que se relaciona con su

actividad en el medio biológico. (2)

3.3 Materiales poliméricos:

La palabra polímero proviene de las palabras griegas Poly y Mers, que

significan muchas partes. Son grandes moléculas (o macromoléculas)

formadas por la unión de muchas pequeñas moléculas (denominadas

monómeros) que pueden ser iguales o diferentes. Cuando se une más de un

18

tipo de molécula (monómero), la macromolécula resultante se denomina

copolímero.

Los polímeros pueden ser de tres tipos:

a. Polímeros naturales: provenientes directamente del reino vegetal o animal.

Por ejemplo: celulosa, almidón, proteínas, caucho natural y ácidos

nucleicos.

b. Polímeros artificiales: son el resultado de modificaciones mediante

procesos químicos, de ciertos polímeros naturales. Por ejemplo:

nitrocelulosa.

c. Polímeros sintéticos: son los que se obtienen por procesos de

polimerización controlados por el hombre a partir de materias primas de

bajo peso molecular. Ejemplo: nylon, polietileno, y cloruro de polivinilo.

Los polímeros sintéticos pueden clasificarse de diferente forma según el modo

en que los átomos están enlazados, del proceso de polimerización y de los

componentes atómicos de la cadena polimérica.


El consumo de polímeros o plásticos ha aumentado en los últimos años, y la

tarea del ingeniero biomédico será seleccionar un biomaterial cuyas

propiedades se asemejen lo más posible a aquellas partes que se intente

reemplazar y, en orden de elegir un tipo de polímero para una aplicación

particular, las propiedades de los polímeros a utilizar deben ser previamente

conocidas.

Los polímeros empleados en medicina se dividen en dos grupos:

a. Homopolímeros: están compuestos por la repetición de un sólo tipo de

monómero y en la figura 1 se muestran las estructuras químicas de algunos

de ellos.

19

Figura 5: Estructura química de algunos polímeros empleados como biomateriales


- Polipropileno:

Está relacionado químicamente con el polietileno y tiene una alta rigidez,

buena resistencia química y alta tensión de ruptura. Su resistencia a la

fisura por tensiones es superior a la del polietileno y es empleado en las

mismas aplicaciones.

- Cloruro de polivinilo (PVC):

Se obtiene polimerizando el cloruro de vinilo. Existen dos tipos de cloruro

de polivinilo, el flexible y el rígido. Ambos tienen alta resistencia a la

abrasión y a los productos químicos. Pueden deformarse linealmente hasta

4 veces y se suelen copolimerizar con otros monómeros para modificar y

mejorar la calidad de la resina. Las resinas de PVC casi nunca se usan

solas, sino que se mezclan con diferentes aditivos. En aplicaciones

biomédicas, es usado principalmente en mangueras y bolsas para

transfusiones de sangre, alimentación y diálisis; catéteres, etc. El PVC

puro es un material duro y frágil, pero, con la adición de plastificantes, se

lo transforma en flexible y blando. Suele presentar problemas para

aplicaciones a largo plazo debido a que los plastificantes pueden ser

disueltos por los fluidos corporales. Si bien esos plastificantes tienen baja

20

toxicidad, su pérdida hace que el PVC se transforme en menos flexible y

quebradizo.

- Politetrafluoretileno (PTFE):

También conocido como Teflón, tiene la misma estructura que el

polietileno, excepto que los átomos de hidrógeno son reemplazados por

flúor. El PTFE es un polímero muy estable, tanto térmica como

químicamente, y por ello es muy dificultoso su procesamiento. Es muy

hidrófobo (rechaza al agua y, por ende, es difícil mojarlo) y tiene

excelente lubricidad. En su forma microporosa es empleado para injertos

vasculares.

- Polimetilmetacrilato (PMMA):

Es un polímero de cadena lineal, hidrófobo, vítreo a temperatura ambiente

y se lo reconoce más fácilmente por sus nombres comerciales tales como

Lucite o Plexiglas (o más comúnmente acrílico). Tiene una muy buena

transparencia a la luz, tenacidad y estabilidad, lo que hace de él un

excelente material para lentes intraoculares y lentes de contacto duras. Las

lentes de contacto blandas son fabricadas a partir de la misma familia de

polímeros, pero con la adición de un grupo –CH2OH al grupo lateral del

PMMA, resultando en el poli-2-hidroxietilmetacrilato (Poli HEMA). El

grupo –CH2OH adicional produce que el polímero sea hidrófilo. Para

lentes de contacto blandas, el poli-HEMA es levemente entrecruzado con

el dimetacrilato de etilenglicol (EGDM) para evitar que el polímero se

disuelva cuando está hidratado. Cuando el poliHEMA está completamente

hidratado se transforma en un hidrogel dilatable.

- Hidrogeles:

Son una clase especial de estructuras poliméricas entrecruzadas y dilatadas

por el agua, producidas por la reacción simple de uno o más monómeros

con enlaces asociados tales como puentes de hidrógeno o interacciones de

Van der Waals entre cadenas. El más ampliamente utilizado es el poli-

HEMA entrecruzado y dilatado por agua, que fue introducido como

material biológico en la década del 60. Su estructura permite un contenido

21

de agua similar al del tejido vivo. Este hidrogel es inerte frente a los

procesos biológicos normales y muestra una alta resistencia a la

degradación, es permeable a los metabolitos, no es absorbido por el

cuerpo, se puede esterilizar sin daño alguno y se lo puede preparar en

varias formas. Las características de dilatación, difusión, propiedades

mecánicas y biomédicas del poli-HEMA han sido estudiadas ampliamente

y se ha determinado que sus propiedades son dependientes de la forma de

preparación, la fracción en volumen del polímero, el grado de

entrecruzamiento y del agente de dilatación.

Otros hidrogeles de interés biomédico incluye a las poliacrilamidas. Estos

geles cuando se los dilata en agua llegan hasta 6 veces su peso original.

Además de los hidrogeles mencionados, el N-vinyl-2-pirrolidona (NVP),

el ácido metacrílico (MAA), el metil-metacrilato (MMA) y el anhídrido

maleico (MAH) también tienen aplicaciones biomédicas como hidrogeles.

Por ejemplo, el poli NVP es empleado para lentes de contacto blandas.

Pequeñas cantidades de MAA como monómero incrementan

drásticamente la dilatación de los polímeros del tipo poli-HEMA.

Otras aplicaciones de los hidrogeles incluye a materiales para tendones

artificiales, bioadhesivos para cicatrizado de heridas, membranas de

riñones artificiales, cartílagos articulares, piel artificial, materiales para la

reconstrucción maxilofacial y de órganos sexuales y reemplazos de

cuerdas vocales.

- Polidimetilsiloxano (PDMS):

Es un polímero extremadamente versátil y es el único en el cual la cadena

carbonada es reemplazada por un esqueleto de silicio-oxígeno. Sus

propiedades mecánicas son menos susceptibles a los cambios de

temperatura respecto de otras gomas debido a su baja temperatura de

transición vítrea. El PDMS es empleado en catéteres y mangueras de

drenaje, como aislante en marcapasos y como componentes de algunos

sistemas de injertos vasculares. Se emplea también para las membranas

oxigenadoras debido a su alta permeabilidad de oxígeno. Por su excelente

22

flexibilidad y estabilidad es utilizado en una variedad de prótesis tales

como articulaciones de dedos, válvulas de corazón, implantes de pechos,

narices, orejas y barbillas.

- Nylon:

La polimerización del bisfenol A con fósgeno produce policarbonato, que

es un material transparente y tenaz. Su alta resistencia al impacto lo

transforma en el material ideal para lentes de seguridad, y alojamiento de

oxigenadores y máquinas de bypass de corazón-pulmón. Éste se produce

por la reacción entre diaminas con diácidos y es empleado para suturas

quirúrgicas.

b. Copolímeros:

Son otra clase importante de materiales biomédicos. En la figura 2 se

muestran las estructuras químicas de dos copolímeros frecuentemente

empleados en dispositivos biomédicos.

Figura 6: Dos tipos diferentes de copolímeros usualmente empleados como

biomateriales: la poliglicol-lactida y poliuretano.


- Poliglicolilactida (PGL):

Es un copolímero al azar empleado para suturas quirúrgicas reabsorbibles

(el organismo se encarga de disolverlas). La presencia de uniones ésteres

en la cadena principal del polímero permite una degradación hidrolítica

gradual (reabsorción). En contraste con el material natural de suturas

reabsorbibles, el PGL retiene su resistencia durante más de 14 días.

23

- Poliuretanos:

Son copolímeros que pueden ser de dos tipos, flexibles o rígidos,

dependiendo del poliol usado. Los rígidos duros actúan como refuerzo

vítreo o semicristalino y están compuestos por un diisocianato y un

prolongador de cadena. El diisocianato más comúnmente empleado es el

2-4-toluenodiisocianato (TDI) y metilen-di-(4-fenil)-isocianato (MDI),

siendo este último el más empleado en biomateriales. El prolongador de

cadena más empleado es un pequeño glicol alifático o una diamina con 2 a

6 átomos de carbono. Los polioles poliésteres son los empleados más

comúnmente en dispositivos implantables debido a su estabilidad frente a

la hidrólisis. Los poliuretanos son elastómeros tenaces con buena

resistencia a la fatiga y a los materiales sanguíneos. Son empleados en

aislamiento de conductores en marcapasos, injertos vasculares, vejigas

artificiales, etc.

Tabla 3: Propiedades mecánicas de algunos polímeros empleados como biomateriales

Polímero Módulo de

elasticidad (GPa)

Límite de

fluencia

(MPa)

Deformación

Polietileno de ultra

alto peso molecular

4.12 > 35 > 300

Polimetilmetacrilato 2.2 30 1.4

Politetrafluoretileno 0.5 17-28 120-350

Nylon 6.6 2.8 76 90

Polipropileno 1.1-1.55 28-36 400-900

Goma de silicona Hasta 10 2.8 160


3.4 Materiales Compuestos o Híbridos:

Consideramos material compuesto (composite) a aquel biomaterial consistente

en dos o más componentes químicamente distintos a nivel de macroescala, que

contiene interfases que los separan. Tales compuestos consisten en una o más

fases discontinuas incluidas en una fase continua. La fase discontinua es

generalmente más fuerte y dura que la fase continua, y se la denomina refuerzo

24

o material de refuerzo, mientras que la fase continua se denomina matriz. Las

propiedades de los materiales compuestos están fuertemente influenciadas por

las propiedades de sus materiales constituyentes, su distribución y la

interacción entre ellos. Las propiedades de un compuesto pueden ser la suma

de la fracción en volumen de las propiedades de cada uno de sus

constituyentes, o éstos pueden interactuar de manera sinérgica debido a

orientaciones geométricas que proveen propiedades al compuesto que no

pueden ser explicadas por la suma de las fracciones en volumen. Por ese

motivo, cuando se describe un material compuesto, se necesita especificar la

geometría del refuerzo, su concentración, distribución u orientación. (2)

- Propiedades:

o Rigidez

o Resistencia

o Densidad

o Rendimiento a temperatura alta

o Biocompatibilidad

o Resistencia a la corrosión

o Dureza

o Conductividad térmica o eléctrica

Los compuestos pueden ser entre sí mismos metales, cerámicos y polímeros o

bien metal-cerámico, metal-polímero y cerámico-polímero.

o Clasificación según la geometría del refuerzo:

Con partículas

Con fibras:

• Vidrio: bajo costo, resistencia a la tensión intermedia y alta

densidad.Las matrices más comúnmente utilizadas para

fibras de vidrio en compuestos plásticos reforzados con

fibras son 1os poliésteres.

• Carbono:alta resistencia, alto módulo y baja densidad, pero

son caros y en consecuencia se reserva su uso para

aplicaciones en donde se requiera su especialmente relación

25

resistencia al peso.Las matrices más comúnmente utilizadas

para plásticos reforzados con fibras de carbono son las

epoxi.

• Aramida:alta resistencia y baja densidad pero no son tan

rígidas como las fibras de carbono. Son relativamente caras

y su uso se reserva para aplicaciones donde además de una

alta relación resistencia peso se requiera también una mejor

flexibilidad que las fibras de carbono. (4,6)


Como todos los biomateriales, la cuestión de la biocompatibilidad (la respuesta

del tejido al compuesto) es de fundamental importancia. Al estar compuesto de

dos o más materiales, los composites tienen una alta probabilidad de causar

reacciones adversas en los tejidos. Además, el hecho de que uno de los

constituyentes (el refuerzo) generalmente tiene dimensiones a escala celular,

siempre deja abierta la posibilidad de la ingestión celular de restos de

partículas que pueden conducir a la producción de enzimas que descomponen

el tejido o el transporte al sistema linfático.

Los materiales de refuerzo más importantes empleados en biomateriales

compuestos son las fibras de carbono, fibras de polímeros, cerámicos y vidrios.

a. Las fibras de carbono para uso biomédico se producen a partir del

poliacrilonitrilo como precursor, luego de un proceso de tres etapas: (1)

estabilización, (2) carbonización y (3) grafitización. En los últimos años se

ha reconocido a las fibras de carbono como material biocompatible y

varios productos comerciales las emplean como material de refuerzo para

mejorar las propiedades mecánicas de resinas poliméricas, dentro de las

cuales es incluido. Se ha utilizado para reforzar politetrafluoretileno

(PTFE) poroso para el incremento de tejido blando y como recubrimiento

superficial para la fijación de implantes ortopédicos. Se ha utilizado

también para reforzar al polietileno de ultra alto peso molecular

(UHMWPE) empleado en el reemplazo total de articulaciones, como

26

material para la reparación de tendones y ligamentos y como dispositivo de

fijación de fracturas.

b. Las fibras poliméricas no son suficientemente fuertes o rígidas para ser

empleadas como refuerzo de otros polímeros. La única excepción posible

son las fibras de UHMWPE, las fibras aramidicas y ciertas fibras que han

sido usadas por su poder de adsorción y no por su superioridad mecánica.

Aramidas es el nombre genérico de fibras poliamídicas aromáticas y fueron

introducidas comercialmente con el nombre de Kevlar. Las posibles

aplicaciones biomédicas están en los tallos de prótesis de cadera,

dispositivos de fijación de fracturas y prótesis de ligamentos y tendones.

También se han empleado algunos materiales cerámicos como refuerzos de

biomateriales compuestos, siendo el más estudiado el refuerzo de

cerámicas de fosfato de calcio.

c. En cuanto a los vidrios como refuerzos tienen como ventajas un alto

cociente resistencia mecánica/peso, buena estabilidad dimensional, buena

resistencia al calor, frío, humedad y frente a la corrosión.

3.5 Biomateriales Naturales:

Existen muchos materiales de origen animal o vegetal, los cuales han sido

considerados para su uso como biomateriales. Una de las ventajas del uso de

materiales naturales para implantes es que son similares a materiales familiares

al cuerpo humano. Estos materiales no suelen causar problemas de toxicidad a

diferencia de los materiales sintéticos. Además, pueden llevar

asitiosespecíficosde unión a proteínasyotras señalesbioquímicasque

puedenayudarenla reparación e integración del tejido. Sin embargo, los

biomateriales naturales pueden estar sujetos a problemas de inmunogenicidad.

Otro problema es que estos materiales, especialmente en polímeros naturales,

es su tendencia a desnaturalizarse o descomponerse a temperaturas por debajo

de su punto de fusión. Un ejemplo de material natural es el colágeno, el cual

existe en forma fibrilar generalmente, tiene una estructura de triple hélice y es

la proteína de mayor prevalencia en el mundo animal. Por ejemplo, casi el 50%

de la proteína de la piel de la vaca es colágeno. Ésta forma un componente

significativo de tejido conectivo como hueso, tendones, ligamentos y piel.

27

Existen por lo menos 10 diferentes tipos de colágeno en el cuerpo:

- Tipo I: se encuentra en piel, hueso y tendones.

- Tipo II: se encuentra en cartílago articular en articulaciones.

- Tipo III: es el componente mayoritario de los vasos sanguíneos.

El colágeno ha venido siendo estudiado para su uso como biomaterial.

Generalmente es implantado en forma de esponja que no tiene fuerza mecánica

ni rigidez significativa. Sehademostrado un adecuado comportamiento parael

crecimiento de tejido nuevo yestádisponible en el mercadocomo unproducto

para la cicatrización de heridas. El colágeno inyectable es usado generalmente

para aumentar o formar tejido dérmico por razones cosméticas.

Otros materiales naturales bajo consideración incluyen coral, quitina

(proveniente de insectos y crustáceos), queratina (del cabello) y celulosa (de

las plantas). (6)

Tabla 4: Ejemplos de materiales médicos y dentales y sus aplicaciones

Material Aplicaciones principales

Metales y aleaciones 316L Acero inoxidable Fijación de fracturas, instrumentos

quirúrgicos CP-Ti, Ti-Al-V, Ti-Al-Nb, Ti-13Nb-13Zr, Ti-Mo-Zr-Fe

Reemplazo de hueso y articulaciones, fijación de fracturas, implantes dentales, encapsulación de marcapasos

Co-Cr-Mo, Cr-Ni-Cr-Mo Reemplazo de hueso y articulaciones, restauraciones dentales, válvulas cardiacas

Ni-Ti Placas óseas, alambres de ortondoncia

Aleaciones de oro Restauraciones dentales Productos de plata Agentes antibacterianos Platino y Pt-Ir Electrodos Amalgama Hg-Ag-Sn Restauraciones dentales

Cerámicas y vidrios Alúmina Reemplazo de articulaciones, implantes

dentales Zirconia Reemplazo de articulaciones

28

Fosfato de calcio Reparación y aumento óseo, revestimiento de superficies metálicas

Vidrios bioactivos Reemplazo óseo Porcelana Restauraciones dentales Carbono Válvulas cardiacas, dispositivos

percutáneos, implantes dentales Polímeros

Polietileno Reemplazo de articulaciones Polipropileno Suturas PET Suturas, prótesis vasculares Poliamidas Suturas PTFE Aumento de tejido blando, prótesis

vasculares Poliésteres Prótesis vasculares, sistema de envío de

medicamentos Poliuretanos Dispositivos de contacto con sangre PVC Tubería PMMA Restauraciones dentales, lentes

intraoculares, reemplazo de articulaciones (cementos óseos)

Siliconas Reemplazo de tejido blando, oftalmología

Hidrogeles Oftalmología, sistemas de envío de medicamentos

Composites BIS-GMA-relleno de cuarzo/sílice

Restauraciones dentales

PMMA-relleno de vidrio Restauraciones dentales (cementos dentales)

(Davis JR. Handbook of Materials for Metal Devices. 1st edition. USA: ASM

International; 2003. p1-11)

29

II.3 INTERACCIÓN ENTRE CÉLULAS Y BIOMATERIAL:

Kasemo et al han resumido una serie de eventos que ocurren al colocar un biomaterial

dentro del cuerpo humano, tomando en cuenta que las propiedades de los biofluidos,

de la superficie misma y de la escala de tiempo:

i. Las primeras biomoléculas que alcanzan la superficie son moléculas de agua

(Figura 3a), lo cual ocurre en nanosegundos. Las moléculas de agua se

adhieren a la superficie formando una mono-capa o una bi-capa, cuya

estructura es diferente a la del agua líquida. El agua interacciona de manera

diferente con las superficies de acuerdo a las propiedades de mojabilidad de

éstas; en una superficie hidrofílica, las moléculas de agua pueden disociarse

formando una superficie terminada en grupos –OH o bien se adhieren

fuertemente en forma de H2O. Mientras que en una superficie hidrofóbica, las

moléculas de H2O sin disociarse se adhieren débilmente a la superficie.

ii. Posteriormente se incorporan los iones hidratados presentes en el medio

biológico (figura 3b), tales como Na+ y Cl- formando la conocida doble-capa,

cuya extensión depende de las propiedades electrostáticas entre la solución y la

superficie del implante.

iii. Un poco tiempo después, las proteínas y otras moléculas se acercan a la

superficie donde se adsorben y/o de-sorben, siguiendo la concentración relativa

en la solución, su tamaño y las propiedades electrostáticas establecidas entre

las biomoléculas y la capa de agua (figura 3c). De hecho, las biomoléculas

(incluidas las proteínas) también tienen una capa de hidratación superficial y es

esta capa la que interactúa con el agua adsorbida en la superficie. El equilibrio

termodinámico entre ambas capas interfaciales es el que determina la

configuración final de las proteínas. Los procesos de adsorción-desorción están

controlados por el efecto Vroman, que relaciona las propiedades superficiales

del material (energía y carga superficial) con la capa adsorbida de proteínas

(concentración, conformación y tamaño). La capa de proteínas adsorbidas será

una mezcla de diferentes proteínas en diferentes estados de conformación cuya

composición depende en gran parte de las propiedades superficiales del

implante, particularmente de la adsorción previa de las moléculas de agua

(figura 3d).

30

Figura 7: Secuencia de eventos que ocurren al colocar un biomaterial dentro del

cuerpo humano.

(Rodil S. Modificación superficial de Biomateriales Metálicos. Rev. Lat. Metalurgia y

Materiales. 2009; 29(2):67-83.)

iv. Al acercarse las células a la superficie lo que “observan” es una superficie

cubierta de una capa de proteínas cuya composición y conformación varía

según las propiedades físico-químicas superficiales. Las células son mucho

más complejas (en estructura y funciones) y grandes (100 a 10 000 veces

mayores) que las proteínas e interaccionan con ellas a través de extensiones

celulares, de la membrana celular y de proteínas y receptores celulares (figura

3e). De modo que la respuesta biomaterial-células dependerá, en gran parte,

del tipo de proteínas y su conformación. El resultado de esta interacción puede

ser la integración del implante o bien el encapsulamiento de éste en una capa

fibrosa. Otros dos factores que influencian la respuesta celular ante las

propiedades de la superficie son la liberación de iones y la topografía. La

liberación de iones puede ser un estímulo positivo, como en el caso de iones

fosfato o calcio, hormonas de crecimiento o enzimas que favorecen algún

proceso biológico. Sin embargo, en el caso de los metales, la liberación de

iones debido a procesos corrosivos pueden producir una respuesta alergénica.

31

La topografía (curvatura, rugosidad, porosidad, protuberancias, etc.) afecta la

interacción células-superficie y proteínas-superficie, aunque en diferentes

escalas (1-10 nm para las proteínas y 1-100 um para las células).

El tipo de proteínas y células con que se dan estas interacciones biomaterial-cuerpo

(hospedero) dependerá del lugar donde se coloca el implante o dispositivo, por

ejemplo, la cavidad oral, el tracto urinario, los diferentes tejidos del cuerpo humano o

el sistema circulatorio. La composición (las proteínas) de la capa o película que se

forma alrededor del implante (figura 3c) depende del fluido circundante en el lugar del

implante, el cual puede ser saliva, orina, fluido tisular, sangre o serum y también de

las propiedades físico-químicas superficiales, tales como; composición,

hidrofobicidad y carga. A su vez, durante el tiempo en el que el biomaterial está

siendo acondicionado por el bio-fluido, el sistema inmunológico es activado, como

una respuesta normal hacia cualquier herida o cuerpo extraño. Por ejemplo, en sangre,

la adhesión de plaquetas a la superficie del implante inicia una reacción en cadena de

coagulación. Estos procesos atraerán y activarán el sistema inmune, los macrófagos y

células PMN creando una inflamación. Esta respuesta inmune puede desaparecer

cuando la herida ha sanado o, en el caso de los biomateriales inertes, cuando éste ha

sido encapsulado. De otra forma, el sistema inmune permanecerá en estado de

inflamación crónica. La mayoría de los biomateriales actuales no son totalmente

inertes en el ambiente húmedo, cálido y oxigenado los tejidos vivos, causando la

liberación de productos de corrosión, iones metálicos en el caso de aleaciones

metálicas, o de degradación, como plastificantes o monómeros residuales, en el caso

de polímeros.

Un material que cause la necrosis del tejido circundante se considera tóxico y su

catalogación es relativamente fácil. Sin embargo, los signos de toxicidad media o baja

son más complejos de definir dado que pueden manifestarse de diferentes maneras. La

presencia de células gigantes o fagocitos, sugiere un rechazo del biomaterial. La

propagación de linfocitos puede indicar la activación del sistema inmune en contra del

material. La acumulación de neutrófilos pueden ser signo de una infección o cien la

resorción del tejido pueden indicar una respuesta negativa del material. En implantes

ortopédicos, la osteólisis, resorción del hueso y la formación de una capa fibrosa

gruesa entre el biomaterial y el hueso reflejan una pobre biocompatibilidad.

32

El conocimiento adquirido sobre estos procesos que ocurren en la interfase

biomaterial-tejido, muestra que existe una relación causal importante entre las

propiedades físico-químicas de la superficie y la respuesta celular y esta relación

determina la biocompatibilidad y bioactividad de un material. (7)

II.4 APLICACIÓN EN LA ODONTOLOGÍA:

Existen muchos tipos de biomateriales aplicados en la odontología, a continuación se

mencionaran los más importantes:

1. Materiales Metálicos:

Los metales y aleaciones tienen múltiples usos en odontología. Los aceros son

usados para construir instrumentos y alambres de ortodoncia. Las aleaciones

de oro para prótesis fijas y removibles, el titanio para la fabricación de

implantes, prótesis fijas y removibles, mientras que la amalgama dental

(aleación que contiene mercurio) es un material de obturación usado desde

hace mucho tiempo. Además, otras muchas aleaciones como las de paladio,

plata, cromo-níquel, etc., son usadas en diferentes campos de la odontología.

Dado que el entorno biológico de la cavidad oral es agresivo, las aleaciones

deben ser resistentes a la corrosión. De acuerdo a esto, deben cumplir las

siguientes propiedades:

- Buena resistencia a la corrosión

- Biocompatibilidad; no alergénicos ni contener constituyentes tóxicos que

pudieran ser nocivos tanto en los procedimientos de manufacturación como

una vez colocados en la boca.

- Buenas propiedades mecánicas; resistencia a la deformación si está

sometida a fuertes tensiones mecánicas. Ductilidad si debe de bruñirse.

Resistencia al desgaste.

- Buena colabilidad para obtener prótesis con los mínimos defectos posibles.

- Fácil manipulación. (8)

33

Figura 8: Implantes dentales

(Disponible en: http://www.dentalmatiascousinochile.cl/category/implantes-

dentales-odontologia-restauradora/)

2. Materiales Cerámicos:

Son materiales inorgánicos que constituyen objetos sólidos confeccionados por

horneado de materiales básicos minerales a temperaturas elevadasy en cuya

estructura final se diferencian una fase amorfa (vidrio) y otra cristalina

(cristales). Así, todas las cerámicas, tanto las más finas como las más toscas,

están constituidas fundamentalmente por los mismos materiales siendo la

diferencia entre unas y otras la proporción de componentes primarios o básicos

y el proceso de cocción empleado. Dependiendo de los distintos compuestos

que los integran, del tamaño del grano, temperatura de cocción, etc., se crea un

amplio espectro de materiales cerámicos que abarcan loza, gres, porcelana y

vidrio, siendo las masas cerámicas dentales tan sólo un pequeño grupo dentro

del amplio espectro de las cerámicas.

En cuanto a la porcelana, ésta es una cerámica de más alta calidad, menos

porosa, más dura, más rígida y con excelente aspecto y cualidades

superficiales. En ella sólo se emplean componentes de gran pureza debido a los

requisitos ópticos que tiene que ofrecer. Pese a que de modo estricto, cerámica

y porcelana no son exactamente lo mismo, es bien cierto que se utilizan

indistintamente en la práctica odontológica dentro del amplio grupo de los

materiales cerámicos.

34

Dentro de las propiedades que debe tener este material para poder soportar el

medio bucal están:

o Propiedades ópticas de vitalidad, translucidez, brillo, trasparencia,

color (posibilidad de incorporar pigmentos), reflexión de la luz y

textura, lo que implica grandes posibilidades estéticas al mimetizar los

dientes naturales.

o Biocompatibilidad local y general. Son los que presentan el mejor

comportamiento con los tejidos vivos.

o Durabilidad y estabilidad en el tiempo tanto en integridad coronal

como en su aspecto por la gran estabilidad química en el medio bucal.

o Compatibilidad con otros materiales y posibilidad de ser adheridas y

grabadas mediante los sistemas cementantes adhesivos actuales.

o Baja conductividad térmica con cambios dimensiónales más próximos

a los tejidos dentarios naturales que otros materiales restauradores

utilizados.

o Radiolucidez: cualidad ésta muy interesante pues permite detectar

posibles cambios en la estructura dentaria tallada como caries

marginales y actuar precozmente especialmente en las porcelanas de

alúmina densamente sinterizadas y en las feldespáticas.

o Resistencia a la abrasión debido a su dureza. Esta propiedad constituye

una seria desventaja y un importante problema clínico cuando se opone

a dientes naturales, pues limita las indicaciones y depende directamente

de la dureza del material cerámico y de la aspereza del mismo al ocluir

sobre las superficies dentarias.

o Resistencia mecánica. Alta resistencia a la compresión, baja a la

tracción y variable a la torsión, lo que las convierte en rígidas pero

frágiles. Quizá sea éste el más grave inconveniente que presentan, tanto

es así que los mayores esfuerzos investigadores se han dirigido a

dotarlas de mayor resistencia. Al respecto, las causas más

frecuentemente mencionadas como responsables de la fragilidad son la

existencia de grietas en el material cerámico y la propagación de las

mismas, así como la presencia de poros por una técnica descuidada

durante el procesamiento, cocción, etc. La porosidad y contracción

durante la cocción exigen una técnica meticulosa para mejorar los

35

resultados. Un intento de obviar este problema fue el fundirlas sobre

metal a expensas de disminuir la estética. También se mejoró la

resistencia a la fractura mediante la dispersión de pequeños cristales

dentro de la estructura cerámica para impedir la propagación de las

grietas. La indeformabilidad que presentan ante deformaciones

elásticas también contribuyen a su fragilidad si bien algunas de las

actuales cerámicas presentan cierta resistencia a la flexión.

o Procesado simple y coste razonable: la realización de coronas de

porcelana no es precisamente fácil de realizar lo cual lleva aparejado

un coste elevado. Sin embargo la generalización y automatización de la

técnica hacen suponer que a la larga se producirá un abaratamiento de

los costes de producción. (9)

Los materiales cerámicos que se utilizan en cirugía reconstructiva se

puedenclasificar en dos grandes grupos: bioinertesy bioactivos. Los

bioinertestienen una influencia nula o muy pequeña en los tejidos vivos que los

rodean,y su principal representante es la alúmina. Los bioactivos pueden

enlazarsea los tejidos óseos vivos. Ciertas composiciones de vidrios y

vitrocerámicasposeen esta propiedad, como también la hidroxiapatita y

elfosfato tricálcico, ensayados tanto en forma densa como porosa. El

fenómenode la bioactividad es un ejemplo más de la reactividad química

delmaterial cerámico con el entorno en el que se encuentra: la solución

elegidaen ensayos in vitro, y los fluidos fisiológicos en ensayos in vivo. Las

primerascerámicas que fueron utilizadas en aplicaciones médicas, la alúminay

la zirconia, son dos prototipos de cerámicas conocidas como inertes,

razónfundamental por lo que fueron elegidas para su utilización en

implantes.A estas cerámicas las caracteriza una cinética de reacción muy

lenta,tanto que puede considerárselas como cerámicas “casi inertes”. Pero,

naturalmente,otras cerámicas tienen cinéticas de reacción más rápidas, e

inclusomuy rápidas. Como en cualquier reacción química, el producto

dereacción de una sustancia con su entorno puede conducir a un resultadono

favorable, como es la corrosión de un metal, pero puede también conducira un

producto de reacción favorable que transforme químicamenteel producto de

partida en el producto final deseado. Este es el caso de lascerámicas bioactivas

36

que, en contacto con los fluidos fisiológicos, reaccionanquímicamente en la

dirección de producir hueso neoformado.

Desde el punto de vista estructural los materiales cerámicos se puedendividir

en sólidos cristalinos, las cerámicas; en sólidos amorfos, los vidriosy en

sólidos amorfos con núcleos de cristalización, las vitrocerámicasque,a su vez,

pueden poseer carácter inerte, bioactivo o reabsorbible. Utilizaréesta

clasificación para ilustrar algunosejemplos de biocerámicas, peroantes, vamos

a ver como son los tejidos duros naturales que queremossustituir, esto es,

huesos y dientes. (10)

3. Biomateriales Poliméricos:

Los biomateriales poliméricos, ampliamente utilizados en clínica, deben

suéxito a las enormes posibilidades que presentan, tanto en variedad

decompuestos, como en ofrecer la posibilidad de fabricarlos de muy

distintasmaneras, con características bien determinadas, y con facilidad

deconformarlos en fibras, tejidos, películas o bloques. Pueden ser tanto

naturalescomo sintéticos y, en cualquier caso, se pueden encontrar

formulacionesbioestables, esto es, con carácter permanente, particularmente

útiles,para sustituir parcial o totalmente tejidos u órganos lesionados

odestruidos, y biodegradables, esto es, con carácter temporal, por tanto,con una

funcionalidad adecuada durante un tiempo limitado, el necesariomientras el

problema subsista. Tanto en implantes quirúrgicos, como enmembranas

protectoras o en sistemas de dosificación de fármacos existenaplicaciones de

este tipo de materiales y particular importancia tienenlos cementos óseos

acrílicos, que han encontrado importantes campos deaplicación, en particular,

en odontología y traumatología, dadas las importantesventajas que presentan

frente a otros cementos, como son su fácilaplicación y su rápida

polimerización. Sin embargo, por desgracia presentandesventajas, tales como

el calor que se desprende durante la polimerización,que conduce en muchos

casos a problemas de citotoxicidad, y ala contracción que sufre una vez

endurecido, lo que origina micromovilidadde la prótesis fijada y,

frecuentemente, conduce a problemas de osteólisisy/o desgaste del cemento.

Sin embargo, pese a estos problemas, suutilización hoy por hoy es

prácticamente insustituible.(10)

37

4. Biomateriales Orgánicos:

4.1 Injertos óseos:

a. Los autoinjertosse derivandelapersona parala queel injertose

destina. Consiste de dos componentes; el primero es una

estructura anatómica natural para la invasión celular ypara el

injertoyel apoyodel sitiode acogida. El segundo ofrece un

componente de colágeno de tipo I que provee vías para la

vascularización y resilencia, sin embargo la vitalidad de estos

injertos puede variar en su duración. Estos injertos son obtenidos

del paciente quirúrgico, en el cual se realiza una segunda cirugía.

El uso de hueso autógeno, ofrece la promesa de altos niveles de

éxito, eliminando las posibilidades de antigenicidad.

b. Los aloinjertos son tejidos tomados de individuos de la misma

especie que es hospedero. Existen 3 divisiones principales:

• Congelados

• Liofilizado

• Liofilizado desmineralizado

Y vienen en diferentes formas:

• Partículas

• Geles

• Masillas

La mayor ventaja de su uso es que el material está siempre

disponible, sin el requerimiento de un segundo sitio de cirugía.

Estos proveen una clase de tipo I de colágeno, el cual es el único

componente orgánico del hueso, sin embargo, no producen calcio

inorgánico para la regeneración ósea.

Son sintéticos y contribuyen a la reparación de los defectos óseos

y a la mejora del crecimiento óseo interno. Su composición

38

química, forma física y diferencias en su configuración

superficial resulta en los niveles variables de reabsorción.

c. Los xenoinjertos se derivan de otras especies. Son materiales con

componentes orgánicos totalmente eliminados, por lo tanto, la

preocupación por las reacciones inmunológicas es inexistente. La

estructura inorgánica remanente provee una matriz arquitectural

natural como una excelente fuente de calcio. Los materiales

inorgánicos mantienen la dimensión física del aumento la fase de

remodelación. (11)

II.4.1 Biomateriales en regeneración ósea:

La expectativa de vida de la población en general se ha visto incrementada

considerablemente en las últimas décadas debido a la calidad de vida de cada

individuo. Una de las consecuencias de este fenómeno ha sido el incremento de

injurias y enfermedades óseas tanto en personas jóvenes como en la edad avanzada,

siendo estas últimas las más perjudicadas debido a una disminución en la capacidad

de regeneración ósea. Defectos en tejidos orales y cráneo faciales como resultado

de traumas, tumores, infecciones, desarrollo esquelético anormal o enfermedades

deformantes progresivas son un gran desafío y la restauración de estos tejidos es

sujeto de concernimiento clínico, ciencias básicas e ingeniería.

El hueso es un tejido conectivo altamente vascularizado e inervado y está

compuesto de células y matriz orgánica mineralizada. Es el único tejido del cuerpo

capaz de regenerarse y remodelarse (está en constante formación y reabsorción, lo

cual permite la renovación del 5 – 15% de la masa ósea total por año bajo

condiciones normales). Está regulado por factores genéticos, mecánicos,

vasculares, hormonales, nutricionales y locales. Sobre los factores locales, los

factores de crecimiento y las citoquinas, y recientemente las proteínas de la matriz

ósea han sido implicadas como moduladores de otros factores locales. Los factores

de crecimiento (FCs) son polipéptidos producidos por las células óseas o en el

tejido extra-óseoy actúan como moduladores de las funciones celulares,

fundamentalmente crecimiento, diferenciación y proliferación. Los principales FCs

que actúan en el esqueleto son IGF-I y II (Factor de Crecimiento de insulina I y II),

39

Factor Transformador de Crecimiento β (FTC-β), Proteína Ósea Morfogenética

(POM), Factor de Crecimiento Derivado de Plaquetas (FCDP), Factor de

Crecimiento Fibroblástico (FCF) y Factor de Crecimiento Endotelial Vascular

(FCEV).(12)

1. Proceso de Regeneración Ósea:

La regeneración ósea es el proceso por el cual el tejido originado es estructural

y funcionalmente idéntico al tejido inicial y muchas veces es confundido con

el proceso de reparación ósea, el cual genera un tejido diferente al inicial

debido al trauma, formando una cicatriz (por ejemplo, formación de tejido

fibroso en la interfase hueso implante, en ciertos fracasos de implantes).

Este proceso sigue una serie de fases diferenciales en cuanto al proceso

biológico que se produce pero que se superponen en el tiempo.

1.1 Fase de inflamación:tras el daño inicial (fractura limpia, osteotomía

quirúrgica), se produce una laceración de los vasos sanguíneos con

exudado de líquidos y proteínas plasmáticas (edema) e inmediatamente

después la formación de coágulo de fibrina tras la cascada de la

coagulación, vasoconstricción y necrosis de los bordes de fractura.

Dirigiendo la cascada de la coagulación se encuentran las plaquetas que

tienen una doble función, como control hemostático y como contenedor de

señales como el PDGF, el TGFB1, TGFB2, el IGF-I y ciertas proteínas de

adhesión como la fibronectina, que son desprendidos a través de sus

membranas en forma de los gránulos α. Estos factores aparecen en la fase

inicial del coágulo y actúan quimiotácticamente sobre las MSCs y sobre

los osteoblastos de revestimiento que se van acercando al foco de fractura

pero en pequeñas cantidades en esta fase (13, 14, 15). Las plaquetas van a

contener también el mayor inhibidor de la plasmina, el α2-antiplasmina,

por lo que su mayor producción retrasa la disolución de la red de fibrina

creada (16). También aparecen IL1 e IL6 a partir de los linfocitos y

aparecen también en estas fases tempranas las BMPs procedentes de la

40

matriz extracelular del hueso adyacente y de los osteoblastos de

revestimiento.

En este coágulo inicial, los productos de degradación producidos por la

necrosis celular y los factores de crecimiento iniciales, atraen a los

polimorfos nucleares (PMNs neutrófilos), linfocitos y monocitos (que se

transformarán en macrófagos, los cuales pueden permanecer varios meses

en la zona de regeneración) que inician la fagocitosis de los productos de

necrosis.

Marx establece una extrapolación en humanos de los eventos observados

experimentalmente de la regeneración en defectos óseos maxilofaciales

rellenos con injertos óseos. Observaron que el ambiente que se produce en

esta fase es de una disminución en el pH (4-6) y de la tensión de oxígeno

(5 – 10 mmHg) que atrae a los macrófagos y los PMNs al foco debido al

gradiente de tensión en relación con el hueso adyacente (45 – 50 mmHg).

Sin embargo, esta disminución del pH también favorece la diferenciación

condroblástica si se continúa en el tiempo (17).

Entre los días 3 y 5 después del trauma inicial, va desapareciendo

progresivamente la red de fibrina, se forma un tejido de granulación que se

mantiene hasta aproximadamente los 14 días. Se regeneran nuevos vasos,

varios isótopos de colágeno (fundamentalmente tipo III) que forman una

nueva red y aparecen otras células (fibroblastos, linfocitos, monocitos y

macrófagos) aumentando también la proporción de MSCs (fase celular del

callo). Las plaquetas desaparecen como principales presentadores de FCs,

siendo los macrófagos los principales productores de estas citoquinas. Los

macrófagos, aparte del PDGF y TGFβ, expresarían otros factores como en

FGF y el VEGF que junto al TGFβ, promoverían la angiogénesis (por la

migración y proliferación de células endoteliales y precursores de células

endoteliales). (18, 19)

Se considera que la penetración vascular en el hueso cortical es de 0.05

mm/día y en el trabecular de 0,5 mm/día. Los FGF-2 inicialmente

41

favorecerían la angiogénesis, pero de manera dosis dependiente, de tal

manera que a dosis elevadas se promovería la fibrosis. Se ha observado

que el uso de VEGF recombinante humano estimula la neovascularización

y la síntesis de ADN en conejos pero no en primates; siendo descritas

varias moléculas (angiogenina, IL 8, TGFα…) con capacidad angiogénica,

aunque no se ha demostrado que todas ellas tengan alguna influencia en la

formación ósea. (19)

Otro modelo interesante para valorar la regeneración ósea es la que se

desarrolla en el alveolo postextracción. Adriens (20) realizó una

extrapolación al humano del cronograma de la curación postextracción

observada experimentalmente. Inicialmente se produce un coágulo

sanguíneo con formación de una red de fibrina y a las 48 horas se produce

hemólisis central del coágulo e inicio de la formación de tejido de

granulación (migración al foco de PMNs, monocitos y fibroblastos). Al

final de la primera semana, existe un tejido con plexo vascular organizado,

fibroblastos y fibras colágenas. Se inicia la reabsorción del tejido óseo

necrótico. En los bordes de la herida hay una proliferación de epitelio.

Durante la segunda semana, existe mayor proliferación del epitelio y

mayor densidad de las fibras colágenas.

Al igual que ocurre en una herida en la piel una herida endósea sufre una

contracción con el fin de acelerar la cicatrización reduciendo la herida. En

el hueso esto es menos evidente, pero se realiza por acción de los

fibroblastos al traccionar de la matriz extracelular y orientar las fibras de

colágeno. (21)

1.2 Fase de proliferación y diferenciación celular:la proporción de las MSCs

presentes en los canales óseos, endostio, periostio y médula ósea es

variable a lo largo de la vida, siendo de 1:100 000 en adolescentes, 1:250

000 a los 35 años, 1:400 000 a los 50 años y 1:2 000 000 a los 80 años y se

considera que el procedimiento de regeneración mesenquimal seguiría el

mismo proceso de señales que suceden el periodo embriológico y que sólo

se diferenciaría la cantidad de MSCs. Estas células pueden acceder al foco

42

de fractura desde los tejidos de alrededor (periósteo y médula ósea) y la

sangre. El ciclo celular de cualquier célula progenitora sigue 5 etapas de

comportamiento: (22,23)

a. Activación: salida del estado quiescente de la MSC por acción de los

factores reguladores.

b. Proliferación: originada por factores mitogénicos.

c. Migración: facilitada por diferentes factores reguladores e influenciada por

factores biomecánicos y geométricos de la matriz.

d. Diferenciación: progresión en el linaje en el que aparecen las diferencias

morfológicas y moleculares específicas del linaje, terminando en la

diferenciación celular en donde la célula produce el tejido que, una vez

formado, va a indicar la maduración de esas células. Entre las variables

biológicas que van a determinar el linaje celular de las MSCs se encuentran;

la tensión superficial, el pH del fluido intersticial, la concentración de

nutrientes, los estímulos mecánicos. La composición química de la matriz

extracelular y la concentración de determinados factores reguladores.

e. Supervivencia o muerte: la apoptosis o muerte programada también es una

forma de diferenciación.

Hay que tener en cuenta que la diferenciación celular es uno de los pilares

en la reparación ósea y de hecho en enfermedades con una disminución de

las células precursoras osteogénicas (por ejemplo osteoporosis), influyen en

la capacidad de reparación ósea. Por otro lado, estas células

osteoprogenitoras son indispensables en la regeneración debido a la

imposibilidad de división y migración de los osteoblastos (aunque parece

que tendrían una proliferación limitada) y también se considera que la

movilidad de los osteoblastos está limitada a 0.4 mm (400 um), aunque

pueden moverse a más distancia cuando existe una estructura previa de

fibrina. Además, la vida media de los osteoblastos es de 8 – 10 días, por lo

que tienen que ser renovados constantemente por las MSCs. Estas células

precursoras migran a través de una superficie implantada osteoconductiva o

a través de las redes osteoconductivas de la matriz extracelular. En el caso

43

de no existir un implante, estas células son la vanguardia de las espículas de

crecimiento ósea (por ejemplo en distracción o en fractura ósea). (21)

Los TGFβ, PGE2, IGF y BMPs de la matriz extracelular actúan sobre las

MSCs. Además, estas MSCs producen TGFβ, IGF, BMPs que de manera

autocrina favorecen la diferenciación a osteoblastos y de manera paracrina

la producción de proteínas óseas por parte de los osteoblastos ya existentes.

(14)

En el modelo de injertos óseos a los 14 días se equilibraría el gradiente de

tensión de oxígeno entre zona de injerto y zona de hueso adyacente,

disminuiría la angiogénesis y se aumentaría considerablemente la migración

de MSCs y la diferenciación y proliferación de osteoblastos maduros.

Parece ser que los componentes colágenos actuarían como presentadores de

los factores de crecimiento moduladores a las células receptivas que llegan

al sitio de fractura a partir de los bordes de fractura (espacios de médula

ósea), el periostio y endostio. El TGFβ inicialmente activaría la

diferenciación de fibroblastos y la movilización de las células

mesenquimales desde los tejidos adyacentes al foco de fractura. Parece

también que inhibiría la actividad osteoclástica y la formación de nuevos

osteoclastos, limitando la reabsorción únicamente a la zona de hueso

dañado por el trauma quirúrgico (14).

La diferenciación de los osteoclastos a partir de los macrófagos va a iniciar

la reabsorción y renovación de la capa de hueso necrótico (aprox. 1mm) que

se ha producido tras el trauma inicial. Este proceso inicial de reabsorción

se produce a los 14 días después de colocar la fijación y se continúa durante

varios meses. Se ha descrito que alrededor de un implante, se produce un

daño óseo de 1mm y para remodelas ese hueso alterado y rellenar el gap

con hueso laminar es necesario al menos un ciclo de remodelación (1

sigma); en un ser humano un sigma es de 4 meses. Parece que en el hueso

trabecular, el espesor de esta zona necrótica es menor que en el hueso

cortical, por lo que no necesitaría un proceso de reabsorción y la

regeneración periimplantaria sería más rápida.

44

Mecanobiología ósea: La diferenciación de las células mesenquimales en la

estirpe osteoblástica se va a ver influenciada por factores biomecánicos, de

tal manera que en traumatología se ha observado que fuerzas compresivas

moderadas favorecen la regeneración del callo de fractura vía osificación

endocondral. Al igual que en la distracción, si las fuerzas son excesivas y si

además no hay suficiente aporte vascular, la diferenciación va a ser fibrosa

o fibro-cartilaginosa y no osteogénica. Las magnitudes o el límite de esas

fuerzas compresivas todavía no están bien definidas.

El efecto del estrés biomecánico sobre las células puede ser de tipo

volumétrico (estrés hidrostático), en el que no hay modificación de la

morfología celular sino sólo una exudación de líquido intracelular con

modificación de su volumen, debido a aplicación de fuerzas tensionales o

compresivas moderadas o discontinuas; o de tipo distorsional (estrés de

cizalla octaédrica) en el que si existe una deformación morfológica de la

célula, por aplicación de fuerzas tangenciales o de cizalladura, o por unas

fuerzas tensionales o compresivas elevadas y/o continuas. Parece que las

fuerzas distorcionales alterarían la estructura del citoesqueleto e inducirían

la diferenciación mesenquimal hacia el linaje fibroblástico-cartilginoso,

mientras que las volumétricas o hidrostáticas favorecerían y acelerarían la

diferenciación hacia el linaje osteoblástico. (24)

1.3 Fase de formación ósea: el tipo de hueso inicial es el tejido osteoide y

posteriormente el hueso inmaduro entrelazado o reticular que derivado de

la terminología traumatológica forma el “callo blando”. La función de este

callo es la de estabilizar los fragmentos de fractura; si los fragmentos son

móviles, el cartílago será predominante en el hueso neoformado debido a

una formación endocondral. Por otro lado, en los defectos pequeños, este

callo blando se forma de hueso inmadura formado de manera

intramembranosa a partir de los bordes de fractura. En el caso de defectos

más amplios o de huesos largos, la zona central sería avascular con

formación de cartílago y el hueso entrelazado sólo estaría en las zonas

45

periféricas posteriormente ese cartílago sería sustituido por hueso por un

procedimiento de osificación endocondral (25).

Extrapolando estudios experimentales podemos valorar los tiempos de

formación ósea en humanos (26). El primer tipo de tejido ósea que se

forma es el osteoide o matriz extracelular no mineralizada, formado en su

mayoría por colágeno tipo I, que va a formar el andamiaje fundamental

para la mineralización de la matriz. A medida que se va formando este

osteoide, algunos osteoblastos quedan incluidos en él diferenciándose en

osteocitos.

El osteoide es mineralizado progresivamente por un gran número de

cristales de hidroxiapatita relativamente pequeños, formando el hueso

inmaduro entrelazado (2da – 6ta semana) en donde se deposita el 70% del

mineral del hueso maduro. Su organización y el depósito del 30% restante

pueden durar varios meses. La mineralización de la red de colágeno se ve

influenciada por la producción de los osteoblastos de proteínas como la

ALP, FNN, OPN, BSP y trombospondina. (18)

Una vez formado el hueso entrelazado, se inicia un proceso de aumento de

mineralización y de compactación laminar alrededor de un vaso sanguíneo.

Esa ordenación ósea puede ser una variante fina (osteona primaria), o de

manera más basta (hueso en espiral), dando lugar a la osteona primaria o

trabécula primaria que sigue estando formada por hueso inmaduro de fibras

paralelas (6ta – 18ava semana). Esta osteona o trabécula primaria de hueso

inmaduro debe pasar por un proceso de remodelado (18ava – 54ava

semana) para pasar a osteona secundaria que sí está formada por hueso

laminar o haversiano. (26)

En el modelo de injertos óseos se observó que la formación de hueso

inmaduro entrelazado se observa a las 4 semanas. El proceso de

maduración de ese hueso dura hasta los 6 meses aunque el aspecto de

hueso normal llega a tardar en aparecer tras el remodelado hasta 6 años.

(14)

46

En el modelo de alveolo postextracción se demuestra que a partir de la 4ta

semana se forma el hueso inmaduro que va creciendo desde la zona apical

hacia arriba por las paredes del alveolo y originándose de manera

intramembranosa. Existiendo menor formación en el lado bucal que en el

lado palatino. Entre las semanas 5ta y 7ma aparecen las primeras

trabéculas formadas de hueso inmaduro. Después de 2 meses, la curación

es completada y se inicia la remodelación hacia hueso laminar que durará

entre 6 y 12 meses. Parte del alveolo va a ser ocupado por un tejido de

reparación (tejido fibroso) en vez de hueso. (20)

Mecanobiología ósea: Los factores biomecánicos van también a influir en

la producción de proteínas óseas por parte de los osteoblastos, en la fase de

formación de nuevo hueso en la zona de fractura. Parece que la aplicación

de fuerzas hidrostáticas moderadas (tensionales o compresivas), induciría

la mayor deposición de estas proteínas, lo cual sería el fundamento de la

más rápida formación ósea en los procesos de distracción histogénica.

También sería el fundamento de aplicación clínica de la carga inmediata o

precoz. El mecanismo molecular exacto y el tipo y cantidad de fuerzas a

aplicar son todavía desconocidas, aunque en distracción hay unos valores

de tensión o distracción más favorables, ya establecidos.

1.4 Fase de remodelado y modelado óseo:el remodelado es una

reestructuración interna mediante la cual el tejido óseo envejecido (con

microfracturas) ya existente es sustituido por un tejido óseo joven, para

resistir de mejor forma las cargas biomecánicas, pero sin modificar la

distribución espacial del hueso. En el modelado, sin embargo, no hay un

recambio sino sólo un cambio de tamaño y/o forma del hueso y puede ser

anabólico (aposición) o catabólico (reabsorción) de manera superficial,

pero no los dos procesos acoplados en la misma localización como ocurre

en el remodelado. Este proceso se produce durante el crecimiento óseo

hasta la edad adulta y también ante determinadas situaciones de carga

(sobrecarga o atrofia) en el paciente adulto, provocando una nueva

reorientación del hueso. En los huesos maxilares no existe el modelado a

47

nivel del endostio pero sí el que ocurre en las superficies periósticas. En

ocasiones ambos conceptos de modelado y remodelado han sido

confundidos (27, 28).

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.

Figura 9: Fases del remodelado óseo en trabécula ósea. Modificado de Mosekilde

(Cano J. Distracción alveolar histogénica mediante un prototipo de distracción alveolar. Estudio histomorfométrico en mandíbula de perro Beagle (tesis doctoral).

España: Universidad Complutense de Madrid; 2003.)

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 (UMB)(28). Las UMB 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. La UMB cortical (cono de corte) avanza unos 4000 um a una

48

velocidad aproximada de 20um/día, llevándole aproximadamente 200 días.

La UMB trabecular (hemicono de corte) avanza la mitad de la distancia

que la cortical, a la mitad de velocidad, en aproximadamente el mismo

periodo de tiempo (29). Parece que una parte del remodelado es dirigido

(“targeted”) por las microfracturas para lograr su reparación, mientras que

otro remodelado es el denominado excedente o hipotético. Para aplicar este

segundo tipo de remodelado se han establecido diferentes causas:

- Remodelado dirigido para la remoción de hueso hipermineralizado.

- Remodelado dirigido que crece más allá de su objetivo de reparación

debido a situaciones hormonales y un mayor aporte de osteoclastos.

- Proceso hipotético no dirigido (29).

El nuevo segmento de tejido óseo que resulta de la acción de cada UMB se

denomina Unidad Estructural Ósea (UEO). El límite entre el hueso

preexistente y la nueva UEO es identificable morfológicamente como una

línea ondulada y recibe el nombre de superficie de inversión, que indicaría

el límite máximo de entrada de los osteoclastos en el hueso. La formación

de tejido óseo no es continua. La superficie que indica el límite entre el

hueso depositado durante un periodo de actividad y el depositado durante

el período siguiente se denomina superficie de parada y se distingue

histológicamente como una línea basófila lisa. El número de superficies de

parada aumenta con la edad. Tanto las superficies de inversión como las de

parada se denominan como superficies de cementación (por la unión que

hacen de estructuras óseas) (27).

Se denomina recambio óseo 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, el número de UMB 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

49

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 UMB activas. La

remodelación va a ser de 5 a 10 veces más rápida en el hueso trabecular

que en el cortical.

Regulación molecular de la diferenciación osteoclástica: Los osteoclastos

derivan de las células madre hematopoyéticas a través de células

formadoras de colonias de granulocitos y macrófagos (MG-CFU, por

macrófago granulocito – unidades formadoras de colonias), que se

diferencian para formar pre-osteoclastos (esa diferenciación fenotípica

hacia osteoclastos parece que está influenciada por el factor de

transcripción Pu.1, cuya activación no es bien conocida) (30). La PTH, la

1.25 dihidroxivitamina D y también el factor de necrosis tumoral alfa

(FNTα) y la IL1 producidos por células inflamatorias actuarían sobre

células mesenquimales y preosteoblastos que producirían las IL11, IL6, el

factor de diferenciación osteoclástico (FDO) y el factor estimulante de

colonias de macrófagos (FEC-M) que actuarían sobre los pre-osteoclastos

para seguir la diferenciación y fusionarse con otros pre-osteoclastos y

formar el osteoclasto (31, 32, 33).

En los preosteoclastos, la IL-6 activaría el factor de transcripción NFKB

(por Núcleo Factor Kappa B) y también los factores de transcripción Fos y

Jun (AP-1) que repercute en la diferenciación de determinados genes que

transforman el preosteoclasto en osteoclasto. Esta IL-6 es inhibida por los

estrógenos y la testosterona. En la menopausia la disminución de

estrógenos favorecería la osteoclastogénesis.

El ODF, también llamado Ligando RANKL (Ligando Factor Receptor

Activador Nuclear Kappa) se encuentra en las membranas de

preosteoblastos, MSCs y linfocitos T. Parece que su formación en las

membranas está relacionada con la expresión del factor de transcripción

50

Cbfal (34). Se une en el pre-osteoclasto al receptor RANK y es también un

activador del NF-KB del preosteoclasto y puede ser bloqueado por la

osteoprotegerina (OPG), evitando que se una al RANK.

Figura 10: Diferenciación de osteoclastos. Modificado de Forwood

(Cano J. Distracción alveolar histogénica mediante un prototipo de distracción alveolar. Estudio histomorfométrico en mandíbula de perro Beagle (tesis doctoral).

España: Universidad Complutense de Madrid; 2003.)

Tanto en los preosteoclastos como en los osteoclastos existen también

receptores para la calcitonina que inhibiría la reabsorción.

La adhesión de las células de estirpe osteoclástica a la matriz es posible

porque expresan en su membrana moléculas de adhesión de la familia de

las integrinas. La integrina α2 β1 interacciona con el colágeno y la integrina

αv β3 con la vitronectina, osteopontina y sialoproteína ósea. Esta unión con

las proteínas de la matriz se realiza a través del péptido RGD y esta unión

parece que también transmitiría señales de transducción. Además

intervendrían otras proteínas de adhesión en la membrana del osteoclasto

como las anexinas y caderinas todavía en estudio (34).

51

Después de esa adhesión, la activación del gen c-Src provoca la formación

del osteoclasto polarizado maduro y otras proteínas como la OPG

inhibirían esa diferenciación final. Para terminar la maduración es

necesaria la presencia exterior de moléculas inductoras (óxido nítrico,

hidrogeniones, peróxido de hidrógeno) a través de las cuales la célula

empieza a sintetizar enzimas proteolíticas (metaloproteinasas, catepsina K,

TRAP, anhidrasa carbónica tipo II) (35).

La remodelación ósea consta de 4 pasos principales:

a. Fase de reposo: los huesos están cubiertos por una capa delgada de

células superficiales o de revestimiento, aparentemente inertes,

aplanadas, con un grosor de 0.1 a 1 um, con un diámetro de 50 um y

son representantes de la transformación terminal de osteoblastos, los

cuales probablemente conservan restos de receptores hormonales y de

respuesta a los estímulos, pero no pueden sintetizar colágena,

impidiendo esta carencia el que se les pueda llamar osteoblastos en

reposo; al parecer también pueden retener la función de precursores

celulares osteogénicos.

Estas células son activadas por los osteocitos por transducción de

impulsos mecánicos y piezoeléctricos y/o por la liberación de factores

de crecimiento, induciendo citoquinas que diferencian y atraen a los

osteoclastos, de manera que se retraen, permitiendo el acceso de los

osteoclastos al compartimento de la matriz mineralizada

b. Fase de reabsorción: (1 – 2 meses). En el 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 o de cono que

estarán centradas por un nuevo canal de Havers. En la remodelación del

hueso esponjoso los osteoclastos labran, en la superficie de las

trabéculas, excavaciones poco profundas y de base ancha. Por esta

52

razón, las BSU trabeculares llamadas también lagunas de Howship

tienen forma de lente plano-convexa.

El avance del cono de corte de la osteona secundaria se realiza a una

velocidad de unos 30 um/día en el hueso cortical y de 0,6 um/día en el

hueso trabecular, dura de 1 a 2 meses en humanos. Los osteoclastos de

las nuevas osteonas dejan un límite periférico ondulado a su paso que

diferencian a una osteona primaria de la secundaria cuando se observan

cortes histológicos (26).

Los osteoclastos primero solubilizan el mineral y luego se encargan de

la matriz orgánica mediante enzimas ácidas lisosomales. El mineral se

solubiliza acidificando el microambiente creado entre la matriz ósea y

la membrana fruncida del osteoclasto. La acidificación (pH=4) se logra

bombeando hacia el hueso los protones H+. En el citoplasma de los

osteoclastos, la anhidrasa carbónica tipo II cataliza la reacción entre el

CO2 y el H2O, dando lugar a CO3H2 que se disocia en CO3H- y H+ es

bombeado activamente hacia la matriz ósea a través de la membrana

plegada mediante una bomba de protones dotada de una ATPasa

específica. El CO3H- es expulsado fuera de la célula a través de la

superficie opuesta donde es intercambiado activamente en la célula por

Cl-. Éste no se acumula en el interior del osteoclasto puesto que es

expulsado mediante canales específicos del borde plegado hacia la

matriz ósea donde se une a los H+, originando finalmente HCl que

disuelve la matriz mineral. El bloqueo de tales canales está marcando

líneas de investigación para desarrollar fármacos que inhiban la

reabsorción ósea (36, 37).

Una vez eliminado el mineral, la matriz orgánica es digerida por

colagenasas ácidas y otras enzimas proteolíticas de origen lisosómico,

cuyos productos migran por endocitosis al lado opuesto a la

reabsorción. La TRAP es capaz de defosforilar la osteopontina y la

sialoproteína ósea por lo que podría facilitar los movimientos de la

célula al separarla de estas proteínas de la matriz. Cuando se ha

53

completado el proceso de reabsorción, los osteoclastos mueren por

apoptosis. Los núcleos se hacen más pequeños e hipercromáticos y se

fragmentan hasta desaparecer y el citoplasma aumenta su acidofilia y se

retrae. Estos restos celulares serán fagocitados por células

macrofágicas.

c. Fase de inversión:es un periodo de aparente inactividad en la que se

sustituyen los osteoclastos por osteoblastos (1 a 2 semanas), Se produce

el llamado “acoplamiento” en el que los preosteoblastos son

transformados en osteoblastos y sustituyen a los osteoclastos. No se

conoce con exactitud el mecanismo por el cual se activan los

osteoblastos y se realiza la iniciación del fenómeno de acoplamiento

(27).

Mundy ha propuesto un modelo para conocer el mecanismo de

activación de los preosteoblastos. Estaría mediado por el TGFβ,

mecanismo que probablemente siguen otros factores. El TGFβ liberado

puede estimular el reclutamiento de osteoblastos próximos. Es

inherente a este modelo un mecanismo que mantiene el equilibrio entre

resorción y formación, es decir, cuanto más se eliminan los

osteoclastos, más TGFβ es liberado y más osteoblastos nuevos son

reclutados para depositar hueso nuevo (38).

d. Fase de formación: esta fase dura 3 meses en humanos y se realiza la

deposición de un nuevo hueso. Los osteoblastos depositan en primer

lugar una línea de cementación (superficie de inversión) y

seguidamente una matriz ósea no mineralizada que forma una capa de

unas 10 micras de espesor denominada ribete de osteoide. Entre el

depósito 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 depósito 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

54

plano de barrido de 2 a 3 micras de espesor. Este plano, integrado en

parte por mineral amorfo no bien organizado, se denomina frente de

mineralización. A medida que este frente se desplaza, va dejando tras

de sí, matriz ósea mineralizada en forma de cristales de hidroxiapatita.

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 (liningcells). Con este proceso, el hueso alcanza en pocos días

un 70% de su mineralización máxima. A continuación se iniciaría una

mineralización secundaria que dura de 3 a 6 meses y termina cuando el

hueso ha alcanzado el 90-95% de su mineralización(27).

El frente de mineralización es la zona que queda marcada por

tetraciclinas en el caso de realizar un estudio con histomorfometría ósea

dinámica. Estas sustancias tienen afinidad por los cristales de

hidroxiapatita. Además son sustancias visibles de manera fluorescente

cuando se les aplica luz ultravioleta. De esta manera y mediante dos

marcajes separados en el tiempo, se puede cuantificar el grado de

aposición mineral tras el estudio histológico.

Aproximadamente entre 100 y 150 osteoblastos ocupan la superficie de

un osteoclasto. Parece que la capacidad para rellenar totalmente la

cavidad depende más de la capacidad de diferenciación osteoblástica a

partir de las MSCs que del número cd osteoblastos de revestimiento

que estuviesen fijados a la línea de cemento antes de iniciarse el

proceso de formación. Al final de la fase de formación, los osteoblastos

se transforman en células de revestimiento y muchos de ellos se

eliminan mediante un mecanismo apoptótico (39).

Mecanobiología ósea: A finales del siglo XIX Wolff estableció la

relación entre la función y la morfología del hueso, de tal forma que el

estrés biomecánico definiría la arquitectura ósea según leyes

matemáticas. Se ha demostrado posteriormente que esto es así, aunque

no se esté tan de acuerdo en que exista una correlación matemática. En

55

cualquier caso, la cantidad y morfología de hueso viene influido por su

modo y cantidad de función.

Las cargas aplicadas sobre el hueso se suelen establecer en medidas de

deformación en microdeformaciones (µ� por microstains), que es un

ratio entre la longitud de un objeto sometido a estrés y la longitud

original del objeto. En esta escala matemática se define una

deformación (definida como tensión o strain) como una teórica

deformación del 100% y 100 µ� una deformación de 0.1% (40). Según

Frost, el hueso tendría un control (similar a un termostato) mediante el

modelado y el remodelado, que lo permitiría acoplarse a las

condiciones de cargas que recibe del exterior (“teoría del

mecanostato”). Según esta adaptación en las UMB, la diferencia entre

la cantidad de hueso reabsorbido y el hueso depositado vendría

expresado por la “fracción rho” (ρ) (41). Un ρ positivo indica un

incremento de la deposición ósea mientras que un ρ negativo un

incremento de la reabsorción. Wiskott se basó en esta teoría del

mecanostato para determinar 5 categorías. Estos rangos se establecieron

mediante estimaciones teóricas de la influencia de las cargas en el

hueso, ya que los rangos exactos son difíciles de aplicar por influencia

de diferentes parámetros (densidad ósea, frecuencia de carga, historial

de las cargas aplicadas, gradiente de carga, repercusión de factores

locales u hormonales: (40)

- Desuso (mayor reabsorción ósea): se produce con unas cargas menores

a 100 µ�. El índice ρ es negativo por una mayor fase de reabsorción en

los ciclos de remodelado.

- Carga fisiológica normal (homeostasis ósea): en el rango 100 – 1500

µ�. La fracción ρ es cero.

- Sobrecarga media (mayor aposición ósea): en el rango 1500 – 4000

µ�. El ρ es positivo.

- Sobrecarga patológica (daño óseo irreversible): por encima de 4000 µ�

(0.4% de deformación). Aparecen fenómenos de movilidad y grietas

por fatiga. Aunque no está del todo aclarado, se ha establecido en

56

estudios de elementos finitos, que se produce un aumento de la

remodelación con mayor fase reabsortiva, apareciendo un ρ negativo.

- Fractura: la resistencia a la flexión del hueso es aproximadamente de

120 MPa, lo que se corresponde a una deformación de 20 000 µ�.

Se ha establecido más definitivamente que tanto el desuso como la

sobrecarga media ósea aumentarían la remodelación, en un caso con un

aumento de la reabsorción y en el otro de aposición. Se ha establecido

la hipótesis de que los osteocitos, como mecanosensores, mantendrían

continuamente una señal inhibitoria (de naturaleza molecular

desconocida) con las células de revestimiento para que no se inicie la

remodelación. Parece que las cargas normales mantendrían esa señal

inhibitoria y al tener un desuso importante desaparecería esa señal

favoreciendo la remodelación. Por otro lado, en casos de sobrecarga

moderada, existirían microfracturas que podrían inducir la apoptosis de

los osteocitos o eliminar la comunicación osteocito-célula de

revestimiento, que también rompería la señal inhibitoria (39).

Otro mecanismo de activación local de la remodelación se produce

cuando hay una necrosis de los osteocitos (por ejemplo en traumatismo

o en la colocación de un implante) por lo que dejarían de mandar a las

células de revestimiento la señal de inhibición que impiden el

remodelado y por lo tanto activándolo (39). También la reducción de

estrógenos (menopausia) induciría la apoptosis de los osteocitos

aumentando la remodelación y haciendo que la fase de reabsorción sea

más grande en extensión que en condiciones normales. Parece además

que la comunicación de las células de revestimiento al “sincitio

osteocitario”, evitarían que esos osteoblastos desaparezcan por

apoptosis una vez que terminan de formar hueso.

Sin embargo hay estudios que demuestran la existencia de una densidad

de osteocitos y ocupación lagunar elevado no sólo en osteonas

quiescentes sino también en osteonas en fase de remodelado

(reabsorción o formación). Estos hallazgos limitarían la teoría

57

inhibitoria de tal forma que los osteocitos no sólo tendrían un efecto

inhibidor de la osteoclastogénesis sino también un efecto promotor

(42).

La teoría inhibitoria de la comunicación osteocito-célula de

revestimiento, podría ser también aplicada al proceso de modelado. Sin

embargo la misma señal que puede aumentar el remodelado, puede

disminuir el modelado en función de la localización anatómica o

ultraestructural (por ejemplo; acción diferente en periostio/endostio que

en un canal de Havers).Así en localizaciones periósticas, las

modificaciones de esa señal podría generar un proceso de modelado en

vez de remodelado, de tal forma que las células de revestimiento

recibirían una señal que las induciría directamente al fenotipo

osteoblástico (modelado anabólico) o a producir moléculas que

diferencien osteoclastos (modelado catabólico). Por ejemplo, un

aumento moderado de la carga biomecánica detectada por los

osteocitos cercanos a una localización perióstica, produciría una

pérdida de la señal inhibitoria entre osteocitos-células de revestimiento

que en esta localización no va a producir el inicio de la remodelación

sino un proceso directo de diferenciación fenotípica osteoblástica, que

originaría un proceso de modelado anabólico en esa zona. Por otro

lado, una falta de cargas provocaría un efecto de modelado catabólico

directo con reabsorción ósea (39, 43).

2. Tipos de biomateriales:

En cuanto al uso de biomateriales para la regeneración ósea en odontología, es

sabido que se emplean muchos tipos de biomateriales; dentro de ellos tenemos:

2.1 Injertos:

Los Autoinjertos han sido los primeros materiales de elección para

reemplazar el hueso perdido, aunque su uso viene con algunas desventajas

como el límite de la cantidad que se vaya a usar y su uso requiere

procedimientos quirúrgicos adicionales, por lo tanto, mayor tiempo

quirúrgico y posibles complicaciones de la herida de la zona donante como

58

sangrado, dolor e infección entre otras (44-48).Sin embargo, son

considerados el estándar de oro para la reparación de la mayoría de

defectos óseos, incluyendo el aumento de seno maxilar (49).Además,

tienen un gran número de ventajas tales como su potencial osteogénico,

osteoinductivo y osteoconductor, ausencia de rechazo y transmisión de

enfermedades. (50).

Los Aloinjertos y xenoinjertos tienen el potencial de transferir patógenos.

Para eliminar el riesgo biológico, estos materiales están sujetos a

procedimientos exhaustivos lo cual tiene efectos dramáticos primeramente

en sus propiedades osteogénicas y osteoinductivas y estos procedimientos

pueden reducir su integridad estructural, terminando con la fractura del

injerto. Para minimizar estas complicaciones, los aloinjertos aloplásticos

(sustitutos sintéticos de injerto óseo) han sido desarrollados. Los injertos

óseos sintéticos poseen tanto propiedades osteointegrativas como

osteoconductivas. Los beneficios de los injertos sintéticos incluyen su

disponibilidad, esterilidad y reduce la morbilidad. Las complicaciones a

largo plazo incluyen pérdida y desglose mecánico o químico del material y

más aún la falta de habilidad para adaptarse funcionalmente. Los injertos

sintéticos pueden clasificarse de acuerdo a su composición química en 4

categorías: implantes metálicos como los de titanio y aleaciones de acero;

cerámicos como fosfato de calcio, alúmina y vidrio; polímeros como

polimetilmetacrilato y poliuretano y el cuarto grupo está constituido por

compuestos, los cuales se obtienen al mezclar varios de los anteriores (12).

El término sustituto de injerto óseo, describe un espectro de productos que

tienen diferentes efectos sobre la consolidación ósea y por lo general

clasificamos sus propiedades en:

a. Osteoinducción: concepto introducido por Urist en 1965 y que hoy en

día se entiende como un proceso que promueve la mitogénesis de las

células mesenquimales indiferenciadas, conduciendo a la formación de

células progenitoras con capacidad para formar nuevo hueso.

59

b. Osteoconducción: se define como un proceso que sostiene el

crecimiento de capilares, tejidos perivasculares y células

osteoprogenitoras en la estructura tridimensional de un implante o

injerto.

c. Osteogénesis: el término ha ido evolucionando con la expansión de la

ingeniería tisular y una manera simple de entender el proceso es como

la regeneración del hueso a partir de osteoblastos.

La reparación de defectos tisulares se lleva a cabo de manera más eficiente

si se rellena el espacio del defecto mediante un material que funcione como

armazón, entendiendo esta armazón o matriz celular como una estructura

de soporte que guía el crecimiento del tejido de manera tridimensional (5).

El deseo de crear mayores alternativas biológicas ha inspirado el desarrollo

de factores de crecimiento y la ingeniería de los tejidos. Los tres

componentes principales para el diseño en ingeniería de los tejidos son

células para osteogénesis, su matriz extracelular para osteoconducción y un

sistema de señalización para la osteoinducción, los cuales pueden ser

usados individualmente o combinados (12).

2.2 Células Madre:

El hueso, como se sabe, está formado por osteoblastos, los cuales proceden

de células mesenquimales pluripotenciales, en un proceso de múltiples

fases. Las células madre que forman el tejido óseo residen en delgadas

capas de tejido alrededor del hueso y dentro de éste; en el periostio y en la

médula ósea.

Las ventajas potenciales del uso clínico y experimental de células

mesenquimales pluripontenciales o células madre, en contraposición a

células diferenciadas, son la mayor capacidad de proliferación, incluso

para individuos de edad avanzada, mayor respuesta a factores de

crecimiento y moléculas señalizadoras, capacidad para diferenciarse a

condroblastos u osteoblastos. Esta última propiedad podría permitir al

60

mismo injerto regenerar tanto el cartílago como el hueso subcondral. La

cascada de diferenciación incluye la adherencia de células madre, que

posteriormente se diferencian en células grandes redondas; osteoblastos.

Recientemente se han publicado varios estudios sobre el cultivo de células

madre humanas y su diferenciación sobre armazones celulares como ya se

ha descrito. Las células madre mesenquimales humanas son una fuente

interesante de células ya que se pueden extraer de la médula ósea y

expandirse y diferenciarse a osteoblastos in vitro.

El número de células madre aisladas de médula ósea es muy pequeño, por

lo que se necesita realizar una condensación de la fase con mayor riqueza

de dichas células madre para la siembra de los diferentes armazones, el

proceso requiere un paso de diferenciación intermedio, por lo que se

necesitan unas 3 a 4 semanas en cultivo para demostrar formación de hueso

en una matriz de hidroxiapatita cálcica.

2.3 Factores de señalización celular y factores de crecimiento:

Existen varios factores de señalización celular, entre ellos se encuentran

los mitógenos, los factores de crecimiento y los factores de supervivencia.

Son factores reguladores positivos que influencian la progresión del ciclo

celular, el crecimiento celular y la supervivencia celular.

Los factores de crecimiento actúan localmente con efecto paracrino o bien

de manera sistemática. Se ha demostrado que una gran cantidad de factores

de crecimiento y diferenciación celular influencian tanto el crecimiento

como la diferenciación in vivo e in vitro. Los factores de crecimiento y

citoquinas de especial importancia en el desarrollo óseo, incluyen las FCI

(Factor de Crecimiento de Insulina), TGFα y TGFβ (Factores de

Crecimiento Transformante α y β), FCDP (Factor de Crecimiento Derivado

de Plaquetas), FCF (Factor de Crecimiento Fibroblástico), Factor de

Crecimiento Epidérmico y PMO (Proteína Morfogenética Ósea).

o Proteína morfogenéticas óseas (PMO):

61

Ésta extensa familia de proteínas ha suscitado gran interés desde la

demostración por parte de Urist en 1965 de que la matriz ósea

desmineralizada implantada subcutáneamente o intramuscularmente

inducía la formación de hueso. A estos factores de la matriz que

incluían la formación ósea, se los conoció como proteínas

morfogenéticas óseas (PMO). Las PMO son miembros de la

súperfamilia del factor de crecimiento transformante β (FCT- β) y

aunque su actividad fue identificada por primera vez por Urist, se

conoció su estructura con la purificación y secuenciación de la PMO-3

bovina y la clonación de las PMO-2 y PMO-4 humanas en los años 80.

En nuestros días, hay unos 20 tipos de PMO caracterizados. Las formas

de recombinantes de PMO-2 y PMO-4 inducen la generación de hueso

ectópico. La PMO-2 puede regenerar defectos corticales mediante

osificación endocondral, estimula el crecimiento y la diferenciación de

los condrocitos de la placa de crecimiento in vitro y promueve la

diferenciación de fenotipo osteoblástico en líneas celulares

pluripotenciales murinas.

2.4 Armazones celulares:

Los biomateriales contribuyen, en la ingeniería de los tejidos, a

proporcionar una estructura denominada armazón, en la cual las células se

siembran para proliferar y generar un sistema tisular.

La mayoría de los estudios sugieres que un armazón es esencial para

producir la regeneración ordenada del tejido. Aunque las células aisladas

tienen la capacidad para reformar su estructura tisular respectiva, esto lo

hacen sólo hasta un punto limitado ya que no tienen organización tisular

intrínseca. Las células aisladas no pueden trasplantarse en grandes

cantidades ya que existen problemas para la difusión de los nutrientes, con

peste objetico se intenta sembrar células sobre armazones inertes que

sirvan de estructura guía del desarrollo tisular.

En general, un armazón está diseñado para producir una plantilla

estructural para la adhesividad y el desarrollo tisular.

62

Estas armazones varían según:

- La composición química del material (colágeno, agarosa, polímeros

sintéticos, etc.).

- Geometría (geles, redes fibrosas, esponjas porosas, etc.).

- Estructura (porosidad, distribución, orientación y conectividad del

poro, etc.).

- Propiedades mecánicas (resistencia compresiva, elasticidad, etc.).

- Degradación.

La porosidad del armazón debe permitir el intercambio de nutrientes y

productos de desecho además de proveer de un soporte físico adecuado

para las células y la matriz extracelular.

Los armazones tienen que estar fabricados con materiales biocompatibles y

preferiblemente biodegradables. En caso de poseer esta segunda propiedad,

el armazón debe reabsorberse a la misma velocidad a la que se forma la

matriz extracelular.

Las propiedades mecánicas del armazón pueden determinar la

mecanotransducción en el tejido en desarrollo y por tanto, si éste es

adecuado o no para una aplicación particular de ingeniería de tejidos.

Varios estudios han investigado el efecto de la carga mecánica sobre

células osteoblásticas in vitro. Akhouayri et al estudiaron el efecto

mecánico sobre osteoblastos de rata sembrados tridimensionalmente en un

armazón de colágeno, comparando geles colágenos que flotaban en el

medio sin tensión, geles sometidos a una tensión estática isométrica y geles

dinámicos que se encontraban flotando en el medio y eran sometidos a

estímulos mecánicos de una manera periódica. Los autores concluyeron

que las fuerzas aplicadas de manera estática aumentaron la diferenciación

celular y promovieron también la expresión de fosfatasa alcalina y

osteocalcina, ambos marcadores de diferenciación osteoblástica.

63

Por lo tanto, las armazones deben cumplir ciertos requisitos entre los que

se encuentran, propiedades mecánicas similares a las del tejido a regenerar,

biocompatibilidad y biodegradabilidad a un ritmo consistente con el del

remodelado.

La aproximación actual para producir construcciones por ingeniería de

tejidos, incluye combinar células con un andamiaje. El armazón provee la

integridad estructural inicial, así como el punto de inicio para que las

células produzcan tejido funcional.

Las armazones sirven principalmente como osteoconductores, ya que se

deposita hueso nuevo desde el hueso vivo adyacente. Pueden servir como

vehículos para factores osteoinductores. También es posible sembrar los

andamiajes con células que provean de un potencial osteogénico.

2.4 Metales:

Los típicos utilizados para el proceso de regeneración ósea son:

- Acero Inoxidable

- Aleaciones de Cromo-Cobalto

- Titanio Comercialmente puro

- Aleaciones de Ti-6Al-4V

- Aleaciones de Ni-Ti

- Tantalio poroso: ha habido interés en disponer de un biomaterial altamente

poroso, capaz de rellenar defectos óseos y de resistir cargas fisiológicas a

corto o largo plazo. Con una elasticidad similar a la del hueso y poco

inmunogénico.

Este material es, en peso, 99% tantalio y 1% carbón vítreo. Se fabrica

mediante infiltración química de vapor, por la cual, el metal de tantalio

puro se precipita sobre un esqueleto de carbón vítreo reticular.

Findlay et al en el 2004, compararon cultivos de osteoblastos sobre

tantalio, titanio y cromo-cobalto en discos. No encontraron diferencias

significativas en la morfología celular entre los tres materiales estudiados.

64

La avidez con la que las células se fijaban al tantalio era comparable a la

de los otros dos metales y al plástico. Tampoco se apreciaron diferencias

en el número total de células o de divisiones celulares. Los autores

concluyeron que el tantalio era un buen material para la adhesión,

diferenciación y crecimiento de los osteoblastos humanos.

El tantalio poroso es, por tanto, un material que resulta adecuado para

múltiples aplicaciones ortopédicas.

2.5 Cerámicas:

Los materiales cerámicos que se usan en la regeneración ósea, como la

hidroxiapatita (HA) y fosfatos de calcio en general, se caracterizan por

tener las siguientes propiedades: composición química semejante con el

componente mineral del hueso, propiedades mecánicas semejantes a las

exhibidas por los huesos y propiedades bioactivas. En esta categoría de

material cerámicos el más usado es la hidroxiapatita la cual es un fosfato

de calcio cristalino (Ca10(PO4)6(OH)2). Este material es el componente

mineral principal de los huesos en los mamíferos pues entre el 60 y el 70 %

del peso del tejido óseo seco es este compuesto (3).

Estos materiales se han venido usando en ortopedia y odontología desde

los años 80. Las cerámicas de HA y de fosfato tri-cálcico beta (FTC-β) han

sido utilizadas para el relleno de defectos óseos y es un dato bien conocido

que son biocompatibles y osteoconductoras. Así mismo, el FTC-β es

bioabsorbible.

Por sí mismas, las cerámicas sintéticas no tienen potencial osteogénico u

osteoinductor(5).Sin embargo, debido a que presentan estructura muy

similar al tejido óseo, presenta características de osteoconductividad, lo

que permite que el tejido conectivo del hueso que le rodea le penetre y

realice un proceso de osificación del material.

65

Una cerámica cuya construcción tenga menor densidad y mayor porosidad,

nos provee de una interfaz mayor para la vascularización y el crecimiento

óseo.

2.6 Polímeros:

Dentro del campo de la regeneración ósea, tienen su uso en la fabricación

de matrices sintéticas como vehículos de factores bioactivos; en este caso

suelen ser homo u heteropolímeros de ácido poliláctico o poliglicólico.

- Colágeno:

Puede considerarse dentro del grupo de biomateriales naturales,

constituyendo la principal proteína insoluble de la matriz extracelular y

del tejido conectivo. Existen como mínimo 16 tipos de colágeno, pero

en el cuerpo humando, los predominantes son el tipo I, II y III. Estas

moléculas de colágeno se empaquetan a modo de fibras delgadas de

estructura similar, el tipo IV en cambio, forma un retículo

bidimensional. El tipo I es el principal componente de la piel y del

hueso.

Los colágenos son muy ricos en prolina y glicina, ambos son

importantes en la formación de la triple hélice. La prolina, por su

estructura en anillo, estabiliza la conformación helicoidal en cada

cadena α; la glicina es el aminoácido más pequeño, permite que las tres

cadenas de colágeno se empaqueten para formar la superhélice.

Se ha observado que el cultivo de osteoblastos sobre colágeno tipo I

produce cambios consistentes con un fenotipo de osteoblastos más

diferenciados, cuando se compara con su cultivo sobre plástico.

El colágeno como componente de la matriz extracelular puede ser un

material de elección para su uso como armazón celular. Varios estudios

han concluido que los armazones de colágeno pueden tener propiedades

bioactivas, promoviendo la migración celular hacia el armazón. Los

geles de colágeno fibrilar hidratados no presentan resistencia mecánica

66

inherente. Se han desarrollado varios métodos para mejorar las

propiedades mecánicas de estas substancias. Así se pueden producir

uniones cruzadas para aumentar la rigidez del armazón, pero esto afecta

a sus características biomiméticas.

Bitar et al en el 2006, analizaron el crecimiento celular sobre

armazones de colágeno densos, producidos mediante compresión doble

o simple, concluyendo que eran más adecuados para la proliferación de

osteoblastos los armazones producidos compresión simple (5).

67

67

Tabla 5: Descripción de los diferentes biomateriales y partes comparativas de ellos.

Biomateriales Composición Características Forma Propiedades

Mecánicas

Reabsorción Nuevo

hueso en

el defecto

completo

Nuevo

hueso y

materiales

aloplásticos

en el defecto

completo

Ionómero de Vidrio Calcio/aluminio/fluorosilicato

Polvo de vidrio + ácido

policarboxílico

Unión ósea

directa, porosa,

requiere medio

seco

Polvo Fuerza

compresiva y

módulo de

elasticidad

comparable con la

cortical ósea

No

reabsorbible,

no es

reemplazado

por hueso.

_____ _____

B-fosfato tricálcico Fosfato de calcio Unión ósea

directa, porosa o

sólida

Gránulos,

bloques

Frágil, porosa,

estructura similar

al hueso

esponjoso

Disolución en

6-18 mese;

más rápido

que la

velocidad de

reemplazo del

hueso

_____ _____

68

68

Cemento de fosfato

de calcio

Fosfato de calcio Porosa, no

cerámica

Pasta Buena fuerza

compresiva, débil

en distracción

Años _____ _____

Óxido de aluminio Alúmina Cerámica, no

óseointegrable

Gránulos,

bloques

Más fuerte que

hidroxiapatita

No

reabsorbible

_____ _____

Sulfato de calcio Sulfato de calcio Medio seco

antes y después

de usarlo

Polvo Malas

propiedades

mecánicas

5 a 7 semanas _____ _____

Xenoinjerto bovino Hidroxiapatita, hueso bovino

desproteinizado

Poroso (75-

80%), puede

contener

residuos

orgánicos

Gránulos Fuerza de

compresión de 35

Mpa: > que hueso

esponjoso, < que

hueso compacto

Se reabsorbe

lentamente

47,4 ±7,1 80,1 ± 5,1**

Vidrio bioactivo óxido de sodio, óxido de calcio,

pentóxido de sodio, dióxido de

silicona

Vínculo directo

con el hueso,

duro y sólido (no

poroso)

Bloques,

gránulos,

roces

Más fuerte que

hidroxiapatita

No

reabsorbible o

reabsorbible

dependiendo

de la

proporción de

su

composición.

30,6 ± 9,7 33,1 ± 8

69

69

Biogran:

reabsorbible

Hidroxiapatita

sintética

Fosfato de calcio Poroso o sólido,

cerámico o no

cerámico,

ortomatriz:

sólida

Bloques,

gránulos,

ortomatriz:

gránulos

Buena fuerza

compresiva,

débil. Módulo de

elasticidad mayor

que el hueso

Forma

cerámica: 1-

2% por año,

forma no

cerámica: %

mayor,

ortomatriz: no

reabsorbible

45,3 ± 6,2 67, 7 ± 7**

Coralinas

hidroxiapatita

Fosfato de calcio Poroso, la

estructura del

carbonato de

calcio se vuele

fosfato

Bloques,

gránulos,

InterporeTM

200: bloques

Estructuralmente

similar a hueso

esponjoso, frágil

Prácticamente

no

reabsorbible,

permite la

regeneración

en el interior

38,5 ± 9,3 67,1 ±8,1**

Carbonato de

calcio y Fosfato de

calcio

Carbonato de calcio cubierto

con fosfato de calcio

Núcleo interno

de carbonato

rodeado por una

capa de fosfato

Bloques Estructuralmente

similar a hueso

esponjoso

El carbonato

de calcio se

reabsorbe

rápidamente,

el fosfato de

34,7 ±8 39,8 ± 6,7

70

70

calcio más

lentamente

Polímerocompuesto Polimetilmetacrilato,

polihidroxi-etilmetacrilato,

hidróxido de calcio carbonatado

Construido en

capas

concéntricas

Gránulos Poroso, matriz

resistente

No

reabsorbible

37,1 ± 8 69,4 ± 7,1**

(Pérez CMJ. Ramirez Lledó M, Calvo JL, Pérez C. Biomaterials forboneregeneration. Med oral patol Oral CU Bucal. 2010 May 1; 15(3) 517-

22.)

71

71

III. CONCLUSIONES:

1. El éxito en el proceso de regeneración ósea en el campo de la odontología; así

como en cualquier otra rama de las ciencias de la salud, depende del uso de

biomaterial adecuado, teniendo en cuenta que no todos los casos van a requerir

el mismo procedimiento ni el mismo material.

2. Según la literatura consultada, se obtuvo información importante con respecto

al uso, pronóstico y resultado de terapias de regeneración ósea con diversos

tipos de biomateriales para la orientación en la toma de decisiones en el tipo de

material y técnica a usar.

3. Los biomateriales empleados para el proceso de regeneración ósea deben

cumplir ciertas condiciones, dentro de éstas, las más importantes son

osteoinducción, osteoconducción y/u osteogénesis.

4. Antes de emplear cualquiera de los biomateriales mencionados anteriormente u

otro no mencionado, sea o no en el proceso de regeneración ósea, es muy

importante que el diagnóstico sea preciso así como que el profesional esté lo

suficientemente capacitado para realizar el procedimiento.

72

72

IV. REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS:

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