“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).
- En el campo de la salud:
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
(Duffó. Biomateriales; una mejor calidad de vida. Argentina. Eudeba; 2009)
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.
- En el campo de la salud:
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
(Duffó. Biomateriales; una mejor calidad de vida. Argentina. Eudeba; 2009)
- 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.
(Duffó. Biomateriales; una mejor calidad de vida. Argentina. Eudeba; 2009)
- 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
(Duffó. Biomateriales; una mejor calidad de vida. Argentina. Eudeba; 2009)
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)
- En el campo de la salud:
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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