Estudio del comportamiento in vivo de una placa para ensayos dinámicos

Universidad de Las Palmas de Gran Canaria Departamento de Ingeniería Mecánica ESTUDIO DEL COMPORTAMIENTO “IN VIVO” DE UNA PLACA PARA ENSAYOS DINÁMICOS LAS PALMAS DE GRAN CANARIA, 2010 Universidad de Las Palmas de Gran Canaria Departamento de Ingeniería Mecánica TESIS DOCTORAL ESTUDIO DEL COMPORTAMIENTO “IN VIVO” DE UNA PLACA PARA ENSAYOS DINÁMICOS Belinda Mentado Almeida LAS PALMAS DE GRAN CANARIA, 2010 Universidad de Las Palmas de Gran Canaria Departamento de Ingeniería Mecánica ESTUDIO DEL COMPORTAMIENTO “IN VIVO” DE UNA PLACA PARA ENSAYOS DINÁMICOS A mi madre y mi suegro, por su apoyo incondicional. A mi hermana Eva, por su cariño y comprensión. A Daniel, mi mejor apoyo y estímulo. A mis hijos, Adrián y Cloe. Agradecimientos A mi directora de Tesis, Julia Claudia Mirza Rosca, por haberme brindado esta oportunidad, orientándome y aconsejándome en la realización de este trabajo, agradeciéndole la dedicación de su ya muy comprometido tiempo. A David González, compañero de trabajo y amigo incondicional, por haberme animado a emprender este camino y ayudarme en los momentos difíciles. A mi jefe y amigo Donato Monopoli, al que admiro profesionalmente y debo agradecerle que haya contado conmigo para formar parte de su equipo. A mi amigo Hernando Afonso, por su enorme corazón y ser como es, una bella persona, siempre dispuesto a ayudar sea cual sea el obstáculo. A los miembros del grupo de investigación perteneciente a MOTIVA, profesionales sin los cuáles este trabajo no hubiera salido adelante. Así mismo agradezco a todas las personas que no han sido mencionadas pero que de alguna manera han colaborado en el desarrollo de esta Tesis. PARTE TEÓRICA Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Bioma CAPÍTULO 1. MODELO ANIMAL CAPÍTULO 2. BIOMATERIALES CAPÍTULO 3. EL TITANIO COMO BIOM CAPÍTULO 4. ELEMENTOS BIOGENÉSIC CAPÍTULO 5. EL ALUMINIO EN LOS S CAPÍTULO 6. BIBLIOGRAFÍA PARTE TEÓRICA Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Bioma Biocompatibilidad ANIMAL ................................................................ ................................ BIOMATERIALES Y BIOCOMPATIBILIDAD ................................ ................................ EL TITANIO COMO BIOM ATERIAL ................................ ................................ ELEMENTOS BIOGENÉSIC OS O BIOELEMENTOS ................................ EL ALUMINIO EN LOS S ISTEMAS BIOLÓGICOS ................................ BIBLIOGRAFÍA ................................................................ ................................ I Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Bioma teriales y la ................................ .................. 13 ................................ ................ 21 ................................ ........................... 65 ................................ ...................................... 89 ................................ ......................................... 95 ................................ ...................... 117 PARTE TEÓRICA 9 Índice Parte Teórica CAPÍTULO 1. MODELO ANIMAL ...................................................................................................................... 11 1.1. MODELOS ANIMALES PARA LA INVESTIGACIÓN. ............................................................................................... 13 1.2. ANATOMÍA DEL MIEMBRO POSTERIOR DERECHO E IZQUIERDO. ......................................................................... 14 1.2.1. Anatomía de la pierna. ................................................................................................................ 14 1.2.2. Músculos de la pierna. ................................................................................................................ 14 1.2.3. Vascularización. .......................................................................................................................... 15 1.2.4. Inervación. ................................................................................................................................... 17 1.2.5. Tibia............................................................................................................................................. 17 1.2.6. Estructura macroscópica del hueso............................................................................................. 18 1.2.7. Estructura microscópica. ............................................................................................................. 18 1.3. TIPOS DE CICATRIZACIÓN DE LOS IMPLANTES. .................................................................................................. 19 1.3.1. Fibrointegración. ......................................................................................................................... 19 1.3.2. Osteointegración. ........................................................................................................................ 19 CAPÍTULO 2. BIOMATERIALES Y BIOCOMPATIBILIDAD.................................................................................... 21 2.1. BIOMATERIALES. ....................................................................................................................................... 21 2.1.1. Generalidades. ............................................................................................................................ 21 2.1.2. Conceptos preliminares de los biomateriales. ............................................................................. 22 2.1.3. Breve historia de los materiales biocompatibles. ........................................................................ 29 2.1.4. Utilización actual y su futuro previsible. ..................................................................................... 30 2.1.5. Los biomateriales de hoy y de mañana. ...................................................................................... 31 2.1.6. La evolución del campo de los biomateriales…………………………………………………………………………..33 2.2. CARACTERÍSTICAS GENERALES. ..................................................................................................................... 36 2.2.1. Comportamiento y condiciones. .................................................................................................. 36 2.2.2. Clasificación de los biomateriales. .............................................................................................. 37 2.2.3. Características de la ciencia y de la ingeniería de biomateriales. ............................................... 38 2.3. MATERIALES IMPLANTABLES........................................................................................................................ 41 2.3.1. Elección del material implantable. .............................................................................................. 41 2.3.2. Características de los materiales implantables. .......................................................................... 41 2.3.3. Deterioro de los materiales implantables. .................................................................................. 47 2.3.4. Implantes metálicos. ................................................................................................................... 48 2.4. RESPUESTA BIOLÓGICA ANTE LOS MATERIALES IMPLANTADOS. ........................................................................... 54 CAPÍTULO 3. EL TITANIO COMO BIOMATERIAL ............................................................................................... 67 3.1. GENERALIDADES SOBRE EL TITANIO. .............................................................................................................. 67 3.2. PROPIEDADES DEL TITANIO.......................................................................................................................... 68 3.3. ALEACIONES DEL TITANIO. .......................................................................................................................... 73 3.4. APLICACIONES DEL TITANIO. ........................................................................................................................ 87 3.5. EL PROBLEMA DEL DESGASTE EN LAS ALEACIONES DE TITANIO EN APLICACIONES BIOMÉDICAS. .................................. 88 CAPÍTULO 4. ELEMENTOS BIOGENÉSICOS O BIOELEMENTOS .......................................................................... 91 4.1. GENERALIDADES. ...................................................................................................................................... 91 4.2. CLASIFICACIÓN DE LOS ELEMENTOS BIOGENÉSICOS. .......................................................................................... 93 Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 10 4.3. OLIGOELEMENTOS, MICRONUTRIENTES O ELEMENTOS TRAZA. ............................................................................ 94 CAPÍTULO 5. EL ALUMINIO EN LOS SISTEMAS BIOLÓGICOS ............................................................................ 97 5.1. INTRODUCCIÓN. BREVE HISTORIA. ................................................................................................................ 97 5.2. TOXICIDAD. .............................................................................................................................................. 99 5.3. EFECTOS EN EL ORGANISMO DEBIDO A LA EXPOSICIÓN POR ALUMINIO. ............................................................... 104 CAPÍTULO 6. BIBLIOGRAFÍA .......................................................................................................................... 119 Índice de Ilustraciones Ilustración 1. Músculos de la pierna. Vista interna. ........................................................................................ 15 Ilustración 2. Músculo de la pierna. Vista externa. ......................................................................................... 15 Ilustración 3. Disección de la tibia y extremo distal del miembro pelviano ..................................................... 16 Ilustración 4. Las arterias del miembro pelviano. Vista interna. ..................................................................... 16 Ilustración 5. Los nervios del miembro pelviano. Vista lateral. ....................................................................... 17 Ilustración 6. Morfología de la tibia. Vista anterior. ........................................................................................ 18 Ilustración 7.Morfologia de la tibia. Vista posterior. ....................................................................................... 18 Ilustración 8. Uso del estimulador eléctrico. ................................................................................................... 24 Ilustración 9. Estimulador eléctrico espinal aplicado en varios niveles del neuroeje....................................... 25 Ilustración 10. Componente femoral de una prótesis de rodilla...................................................................... 25 Ilustración 11. Diversos diseños de componentes de cabezas de fémur y componentes de cadera. ............... 27 Ilustración 12. Polimetilmetacrilato e injerto de dacrón. ................................................................................ 30 Ilustración 13. Tipos de prótesis. .................................................................................................................... 31 Ilustración 14. Radiografía de una prótesis de cadera fallada por fatiga. ........................................................ 35 Ilustración 15. Disciplinas que participan en la ciencia e ingeniería de los biomateriales. .............................. 39 Ilustración 16. Acciones involucradas en el desarrollo de un dispositivo compuesto por un biomaterial. ....... 40 Ilustración 17. Sección anatómica de una prótesis independiente apoyada por implantes ............................. 56 Ilustración 18. Componentes del sistema Brånemark. .................................................................................... 58 Ilustración 19. Estructura del hueso. ............................................................................................................... 60 Ilustración 20. Emplazamiento de un implante de tornillo roscado en un hueso trabecular. .......................... 60 Ilustración 21. Dibujo esquemático de la fibrointegración. ............................................................................. 62 Ilustración 22. Dibujo esquemático de la osteointegración............................................................................. 62 Ilustración 23. Microfotografía realizada con SEM de mini implantes retirados del fémur de una rata. ......... 63 Ilustración 24. Microfotografías de la superficie de Ti Cp que ha recibido diferentes tratamientos. ............... 64 Ilustración 25. Estructuras cristalinas del titanio. Fase α y fase β .................................................................... 75 Ilustración 26. Diagrama de equilibrio del titanio con un elemento α-estabilizante. ...................................... 76 Ilustración 27. Diagrama de equilibrio del Titanio con un elemento β-estabilizante. ...................................... 77 Ilustración 28. Diagrama de equilibrio del Titanio con un elemento β-eutectoide. ......................................... 77 Ilustración 29. Diagramas de fases del titanio. ................................................................................................ 78 Ilustración 30. Variación de las propiedades mecánicas del Titanio con la concentración de impurezas. ........ 82 Ilustración 31. Microestructura equiaxial del Titanio Cp de Grado dos. .......................................................... 83 Ilustración 32. Microestructura martensítica del Titanio Cp de Grado dos. ..................................................... 84 Ilustración 33. Microestructura Widmanstätten del Titanio cp de Grado dos. ................................................ 84 Ilustración 34. Contenido de minerales de un adulto de 70 kg de peso. ......................................................... 91 Ilustración 35. Elementos traza presentes en los seres humanos. ................................................................... 92 Ilustración 36. Composición química de los seres vivos. ................................................................................. 93 PARTE TEÓRICA 11 Ilustración 37. Tabla Periódica de los elementos químicos. ............................................................................ 93 Ilustración 38. Curva dosis-dependencia del cinc. ........................................................................................... 95 Ilustración 39. Morfología normal de los glóbulos rojos. .............................................................................. 105 Ilustración 40. Morfología de los glóbulos rojos “in vivo” sometidos a la acción del aluminio. ..................... 105 Ilustración 41. Captación de Fe por células de la línea eritroleucémica humana K562 en presencia de Al. ... 106 Ilustración 42. Contenido de la corteza cerebral de 9 elementos en pacientes con demencia por diálisis..... 114 Índice de Tablas Tabla 1. Materiales para cada uno de los componentes, elementos o productos. .......................................... 23 Tabla 2. Localización de los dispositivos. ........................................................................................................ 24 Tabla 3. Materiales para implantación. .......................................................................................................... 26 Tabla 4. Materiales para implantación. .......................................................................................................... 38 Tabla 5. Reacciones de los implantes. ............................................................................................................. 44 Tabla 6. Composición química del acero inoxidable 316L. .............................................................................. 49 Tabla 7. Características mecánicas para un acero 316L.obtenidas mediante recocido y trabajado en frío ..... 51 Tabla 8. Características químicas de las cuatro aleaciones Cr-Co. ................................................................... 51 Tabla 9. Propiedades mecánicas de las aleaciones Cr-Co. ............................................................................... 52 Tabla 10. Propiedades físicoquímicas del Titanio. ........................................................................................... 69 Tabla 11. Valores representativos de las propiedades mecánicas del titanio. ................................................. 71 Tabla 12. Propiedades Físicas del titanio. ....................................................................................................... 74 Tabla 14. Clasificación del titanio c.p según la norma ASTM F67. ................................................................... 80 Tabla 15. Propiedades mecánicas de los grados ASTM del Ti c.p. ................................................................... 81 Tabla 17. Composición del Ti-6Al-7Nb. ........................................................................................................... 86 Tabla 18. Niveles máximos para el agua utilizada en hemodiálisis. .............................................................. 116 Índice de Ecuaciones Ecuación 1. Ley de Hook. ................................................................................................................ 27 Al + 1/3 Sn + 1/6 Zr + 10 (O + C + 2N) < 9% Ecuación 2 ................................................................................... 79 PARTE TEÓRICA 19 El hueso es un tejido dinámico que se renueva y remodela a lo largo de la vida de todos los mamíferos, incluido el hombre. La diáfisis de un hueso largo está formada por hueso compacto, compuesto de matriz ósea depositada en capas o laminillas curvadas con lagunas entre cada capa. Partiendo desde las lagunas se hallan los canalículos ramificados que penetran y se unen entre sí; de este modo, las lagunas y canalículos forman una red extensa de caminos intercomunicados para el transporte de nutrientes. La osteona, unidad estructural fundamental del hueso compacto, contiene canales osteonales centrales denominados canales de Harvers o longitudinales y canales verticales o canales de Volkmann. El osteocito es la célula principal del hueso maduro y reside en una laguna rodeada por substancia intersticial calcificada, que mantiene la integridad estructural del hueso adulto. El osteoclasto es el segundo tipo de célula del tejido óseo que es responsable de la reabsorción de la matriz orgánica y mineral. Los osteoblastos son osteocitos jóvenes que están localizados periféricamente en el tejido óseo, teniendo como función principal la síntesis de la matriz ósea. La mayoría de los huesos están recubiertos por una membrana conjuntiva conocida con el nombre de periostio, que tiene dos capas: una interna vascular y celular ontogénica, que proporciona células para la formación del hueso, y otra externa fibrosa, formada por fibras de colágeno y vasos sanguíneos. El periostio esta unido firmemente al hueso por hilos de fibras de colágeno, que se denominan fibras perforantes. 1.3. Tipos de cicatrización de los implantes. 1.3.1. Fibrointegración. Es la formación de tejido fibroso entre el hueso y el implante. Se produce tras la preparación ósea traumática, necrosis térmica, falta de estabilidad primaria o carga prematura del implante. Su tasa de éxito es del 50 % en 10 años siendo por lo tanto un resultado no deseado en la práctica clínica [6]. Según Weiss un número significativo de implantes roscados desarrollarán tejido blando entre el hueso y el implante (fibrointegración), formando un seudoligamento que conducirá al fracaso de éste [7]. Según Meffert y col (1992), la formación de tejido conjuntivo (fibrointegración) en la interfase puede ser debida a estas situaciones:  Migración apical del epitelio en la interfase, seguido por elementos de tejido conjuntivo.  El implante se coloca con demasiada presión.  Defectos en la técnica de colocación de implantes. 1.3.2. Osteointegración. El profesor Bränemark fue el primero en describir la osteointegración como la estrecha adaptación que se observaba entre el titanio y el hueso. Esta observación la hizo de forma accidental cuando trabajaba en estudios de microcirculación ósea con microscopia vital sobre tibias de conejo [8] [9]. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 20 La microscopia vital utiliza unas cámaras óseas compuestas por tornillos de titanio que se introducen en el hueso. Estas cámaras disponen de unos cilindros huecos por donde crece el hueso [10]. Estos estudios revelaban la íntima conexión circulatoria entre la médula ósea y el hueso cortical. Posteriormente se realizaron estudios en perros, observando una capacidad de unión del titanio al hueso de hasta 100 kg en la mandíbula inferior y de 30 a 50 kg en la superior [8] . Bränemark en 1985 describe la osteointegración como una conexión directa, estructural y funcional entre el hueso vivo y la superficie de un implante sin intervención de tejido blando [11]. Según él los requisitos para conseguir una osteointegración son: implante de material biocompatible, un diseño que lo estabilice mecánicamente con el hueso, estatus adecuado de lecho implantario, protocolo quirúrgico que reduzca el daño del hueso y fase de curación sin carga [12]. Para generar osteointegración, se debe preparar el hueso de tal manera que se produzca la mínima lesión tisular posible, extrayendo la menor cantidad de hueso y sin cambiar la topografía básica de la región [8]. Con la aparición de nuevos materiales en la fabricación de implantes se modifica el concepto de osteointegración, siendo redefinido por Zarb y Albrektsson en 1991 como un proceso por el cual se consigue una fijación rígida, asintomática, de materiales aloplásticos y que se mantiene en el hueso durante la carga funcional [13]. La osteointegración implica a nivel de microscopía electrónica un contacto directo entre el hueso vivo y el implante endóseo [14]. Esta definición incluye la Biointegración, que es la adhesión química demostrable del hueso vivo a la superficie de un implante, que es independiente de cualquier unión mecánica e identificable por microscopía electrónica [14] [15]. La biointegración se produce en la interfase del hueso con materiales bioactivos, tales como el fosfato cálcico cerámico y el vidrio bioactivo [14]. La hidroxiapatita genera biointegración y el titanio osteointegración [16]. La premisa original de los sistemas de osteointegración, sean implantes cubiertos o no, se describió con el uso de implantes que eran totalmente endóseos. Los datos más nuevos han venido de Buser y col. en 1988 indicando que los implantes de titanio arenado que se colocan por encima de la encía pueden exhibir una anatomía similar a la de los implantes originales de Bränemark. En resumen, la literatura de hoy en día indica que todos los implantes, cubiertos o no, tienen la capacidad de osteointegrarse, si se realiza una técnica quirúrgica correcta. Puede haber, de hecho, diferencias cuantitativas en relación con el grado de osteointegración de cada tipo de superficie en concreto y también la rapidez de la osteointegración puede variar con los diferentes materiales. PARTE TEÓRICA 21 CAPÍTULO 2 Biomateriales Y Biocompatibilidad 2.1. Biomateriales. 2.1.1. Generalidades. Reconstruir partes dañadas del ser humano ya es una realidad. Más de cincuenta millones de personas en todo el mundo tienen implantado algún tipo de prótesis y es un hecho bien conocido en nuestra sociedad la utilidad y necesidad de todo tipo de implantes, siendo raro que en nuestro entorno próximo no conozcamos algún caso de familiar o amigo que los necesite. Los biomateriales están destinados a su aplicación en seres vivos, y para su fabricación se requiere la coordinación de expertos de muy diversos campos. El campo de los biomateriales ha experimentado un espectacular avance en los últimos años y una motivación importante para ello ha sido el hecho de que la esperanza de vida aumente de forma considerable. Según los demógrafos de Naciones Unidas, dentro de unos 5 años es muy probable que haya más personas de más de 60 años que niños de menos de 15. Hoy en día una de cada diez personas tiene 60 años o más, pero en el año 2050 se prevé que será una de cada cinco. Y se prevé también que el número de los que tienen unos 80 años se multiplicará por cinco. La longevidad masiva tiene implicaciones individuales relacionadas con mantener la calidad de vida [17]. Estos factores sociológicos han impulsado un gran avance en Biomateriales, y han potenciado la investigación en este campo. Si a esto se le añade la mejora de las técnicas quirúrgicas, se puede Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 22 entender el crecimiento acelerado en la utilización de prótesis, implantes, sistemas y aparatos médicos que deben trabajar en contacto con los tejidos corporales. Los biomateriales deben cumplir con las condiciones de partida de ser biocompatibles y asegurar una determinada vida media. A su vez, tienen que aportar las prestaciones específicas que requiera la aplicación a que vayan destinados. Inicialmente, que fue hace relativamente poco tiempo, durante el último tercio del siglo XX, los biomateriales eran esencialmente materiales industriales seleccionados con el criterio de que fueran capaces de cumplir ciertos requisitos de aceptabilidad biológica. Sin embargo, hoy en día muchos biomateriales son diseñados, sintetizados y procesados con el único fin de tener una aplicación en el campo médico. 2.1.2. Conceptos preliminares de los biomateriales. Es bien sabido que la Ciencia y la Tecnología de los Biomateriales es muy reciente. Tanto es así que todavía no existe una sólida normativa relativa a la evaluación de la biocompatibilidad de los biomateriales, característica que debe cumplir todo biomaterial. Los biomateriales se distinguen de los demás materiales en que tienen una serie de propiedades químicas, físicas y biológicas, que les permiten mantenerse en un medio extremadamente hostil hacia ellos, como cuerpos extraños al medio en el que son colocados. La investigación en el área de los biomateriales se inició hace ya muchos siglos puesto que es posible encontrar trazas de prótesis implantadas en momias egipcias. Sin embargo, es a partir de la segunda guerra mundial en el intento de resolver los problemas cotidianos asociados al tratamiento masivo de pacientes, cuando aparece un vasto campo asociado a la Tecnología Médica y en concreto va tomando cuerpo una Ciencia de los Biomateriales [18]. La definición de Biomaterial ha sido muy laboriosa y difícil. Tanto es así que no es hasta marzo de 1986 en una conferencia celebrada en Chester (Reino Unido) y convocada por las diferentes Sociedades Internacionales cuando se empieza a hablar del concepto de biomaterial. Con el fin de encontrar consenso, se buscaron una serie de definiciones comunes, aprobándose, finalmente la de de biomaterial como: “Un material no vivo utilizado en un aparato médico y concebido para interaccionar con sistemas biológicos”. Esta definición se quedó algo imprecisa en los años posteriores y en la segunda conferencia sobre definiciones en el campo de biomateriales, celebrada también en Chester (Reino Unido) en 1991, se consensuó una definición de biomaterial más amplia y ajustada: "Un material diseñado para actuar interfacialmente con sistemas biológicos con el fin de evaluar, tratar, aumentar o reemplazar algún tejido, órgano o función del cuerpo". En lo que respecta a la búsqueda de biomateriales adecuados, inicialmente se realizó mediante procedimientos puramente empíricos [19] [20] [21] [22]. Esto ha cambiado profundamente y en la actualidad, pueden definirse la ciencia y la ingeniería de los biomateriales como actividades multidisciplinarias de investigación y desarrollo que ocupan a un número creciente de personas altamente capacitadas. PARTE TEÓRICA 23 Los biomateriales se implantan con el objeto de remplazar y/o restaurar tejidos vivientes y sus funciones, lo que implica que están expuestos de modo temporal o permanente a fluidos del cuerpo, aunque en realidad pueden estar localizados fuera del propio cuerpo, incluyéndose en esta categoría a la mayor parte de los materiales dentales que tradicionalmente han sido tratados por separado. Debido a que los biomateriales restauran funciones de tejidos vivos y órganos en el cuerpo, es esencial entender las relaciones existentes entre las propiedades, funciones y estructuras de los materiales biológicos, por lo que son estudiados bajo tres aspectos fundamentales: materiales biológicos, materiales de implante y la interacción existente entre ellos dentro del cuerpo. Sobre la base de la duración y la forma del contacto que se establece con el organismo, los biomateriales suelen clasificarse como de uso temporario o permanente y de localización intra o extracorpórea. Desde el punto de vista de su función se pueden distinguir entre ellos los dispositivos destinados al soporte, al diagnóstico o al tratamiento. Algunos biomateriales contienen drogas y son considerados medicamentos, otros pueden incluir células vivas y construir los llamados biomateriales híbridos. También hay biomateriales que incluyen compuestos capaces de responder a señales provenientes del medio biológico que reciben el nombre de materiales inteligentes. Los biomateriales tienen un campo de aplicación muy amplio que se extiende desde dispositivos de uso masivo y cotidiano en centros de salud, como es el caso de jeringas, vendajes, catéteres, bolsas para suero y sangre, y recipientes para residuos, hasta sofisticadas piezas que se emplean para promover la regeneración de tejidos o para reemplazar órganos. MATERIALES ELEMENTO, COMPONENTE O PRODUCTO MATERIALES CATÉTERES Y TABULADORAS PVC, PE, PU, silicona, poliéster, fluoropolímeros (teflón) BOLSAS SANGUÍNEAS PVC FILM PARA EMBALAJES PE, PVC, nylon, poliestireno (PS) CONTENEDORES QUIRÚRGICOS PE, PS, poliéster, acrílico RECIPIENTES Y BOTELLAS PE, PVC, PS, poliéster, PP PARTES DE ANALIZADORES DE LABORATORIO, ASPIRADORES, INSTRUMENTOS ÓPTICOS, ETC PE, PVC, nylon, etc. COMPONENTES DE EQUIPOS MÉDICOS ELECTRÓNICOS Nylon, PP, poliacetales, etc. COMPONENTE MÁQUINAS PARA CORAZÓN Y PULMÓN. Polivinilpirrolidona COMPUESTOS MÉDICOS EN POLVO Resinas úrea-formaldehído PARTES DE DISPOSITIVOS ÓPTICOS Y ACÚSTICOS. Acrílico, policarbonato, epoxi, etc. EQUIPAMIENTO PARA TRANSPORTE DE ALIMENTOS PS, PE, PVC, etc. Tabla 1. Materiales para cada uno de los componentes, elementos o productos. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 24 La biomecánica se encarga de estudiar la mecánica y la dinámica de los tejidos y las relaciones que existen entre ellos; esto es muy importante en el diseño y el injerto de los implantes. Después de realizado un injerto, no se puede hablar del éxito de un implante, éste se debe considerar en términos de la rehabilitación del paciente; por ejemplo, en el implante de cadera se presentan cuatro factores independientes: fractura, uso, infección y desprendimiento del mismo. En la siguiente ilustración se observa el uso del estimulador eléctrico para activar y acelerar el crecimiento del tejido óseo en fracturas, con y sin tornillos de fijación. Todos son biomateriales. LOCALIZACIÓN DE LOS DISPOSITIVOS LOCALIZACIÓN DISPOSITIVO ETIOLOGÍA MATERIALES PISO ORBITAL Piso orbital Fractura del orbital que conduce a visión doble Politetrafluoroetilena (PTFE), silicona, polietileno (PE), Ti(malla) BOCA Implantes dentales Traumatismo, enfermedad Acrílico, epoxi, PE ultra alta densidad, Ti, alúmina CORAZÓN Y SISTEMA VASCULAR Marcapasos cardíaco Arritmia, bloqueo cardíaco Epoxi, Sil, A.Inox, Ti Prótesis valvulares Enfermedades valvulares Carbón pirolítico, Ti, PFTE, silicona, tejido reprocesado Vasos sanguíneos y "stents" Traumatismo, enfermedad PVC, poliéster (dacrón, mylar) Aleac.superelásticas Ni-Ti Placas de fijación de fracturas Traumatismo, enfermedad Aceros, aleaciones Ti-Al-V, acrílicos, PE ultra densidad, dacrón Tabla 2. Localización de los dispositivos. Ilustración 8. Uso del estimulador eléctrico. A continuación, se muestra cómo el estimulador eléctrico espinal aplicado en varios niveles del neuroeje, puede inducir cambios en diferentes órganos blancos, mediados por vías inducidas por estimulación, reflejos de la raíz dorsal y reflejo víscero-somático. PARTE TEÓRICA 25 Ilustración 9. Estimulador eléctrico espinal aplicado en varios niveles del neuroeje. El éxito de un biomaterial o de un implante depende de tres factores principales: propiedades y biocompatibilidad del implante, condiciones de salud del receptor, y habilidad del cirujano que realiza el implante; la física sólo se aplica al primero. Los requisitos que debe cumplir un biomaterial son:  Ser biocompatible, es decir, debe ser aceptado por el organismo, no provocar que éste desarrolle sistemas de rechazo ante la presencia del biomaterial.  No ser tóxico, ni carcinógeno.  Ser químicamente estable, es decir no presentar degradación en el tiempo y ser inerte.  Tener una resistencia mecánica adecuada.  Tener un tiempo de fatiga adecuado.  Tener densidad y peso adecuados.  Tener un diseño de ingeniería perfecto; esto es, el tamaño y la forma del implante deben ser los adecuados.  Ser relativamente barato, reproducible y fácil de fabricar y procesar para su producción en gran escala. Ilustración 10. Componente femoral de una prótesis de rodilla. Hay, de hecho, cuatro grupos de materiales sintéticos usados para implantación: metálicos, cerámicos, poliméricos y compuestos de ellos; la siguiente tabla enumera algunas de las ventajas, desventajas y aplicaciones para los cuatro grupos de materiales sintéticos. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 26 MATERIALES PARA IMPLANTACIÓN MATERIALES VENTAJAS DESVENTAJAS EJEMPLOS Polímeros: Silicona, Teflón, Dacrón, Nylon Elásticos, fáciles de fabricar, baja densidad Baja resistencia mecánica, degradación con el tiempo Suturas, arterias, venas, nariz, orejas, mandíbulas, dientes, tendones Metales: 316, 316 L.S.S, aleaciones de Titanio, aceros de bajo contenido de carbón Resistencia a esfuerzos de alto impacto, alta resistencia al desgaste Baja biocompatibilidad, corrosión en medios fisiológicos, alta densidad, pérdida de propiedades mecánicas con tejidos conectivos suaves Fijación ortopédica: tornillos, clavos, alambres, placas, barras intermedulares, implantes dentales Cerámicas: Óxidos de aluminio, aluminatos de calcio, óxidos de Titanio, carbonos Buena biocompatibilidad, resistencia a la corrosión, inerte, resistencia a la alta corrosión Fractura ante esfuerzos de alto impacto, difícil fabricación, baja resistencia, inelásticos, alta densidad Prótesis de cadera, dientes, dispositivos transcutáneos Compuestos: Cerámica-metal carbónotro material Buena compatibilidad, inerte, resistencia a la corrosión, alta resistencia Carecen de consistencia en la fabricación del material Válvulas cardiacas, uniones óseas, marcapasos Tabla 3. Materiales para implantación. Una alternativa para los implantes artificiales es el trasplante, por ejemplo de riñón o corazón, aunque este esfuerzo se ve obstaculizado por problemas sociales, morales, éticos e inmunológicos; sin embargo, en el caso del riñón, el paciente tiene muchas desventajas con uno artificial: su costo es elevado, no tiene movilidad y, además, el mantenimiento y el cuidado deben ser constantes [23]. Los usos quirúrgicos de los biomateriales son múltiples, por ejemplo, para implantes permanentes: a. En el sistema esquelético muscular, para uniones en las extremidades superiores e inferiores (hombros, dedos, rodillas, caderas, etc.) o como miembros artificiales permanentes; b. En el sistema cardiovascular, corazón (válvula, pared, marcapasos, corazón entero), arterias y venas; c. En el sistema respiratorio, en laringe, tráquea y bronquios, diafragma, pulmones y caja torácica; d. En sistema digestivo: esófago, conductos biliares e hígado; e. En sistema genitourinario, en riñones, uréter, uretra, vejiga; f. En sistema nervioso, en marcapasos; g. En los sentidos: lentes y prótesis de córneas, oídos y marcapasos caróticos; h. Otras aplicaciones se encuentran por ejemplo en hernias, tendones y adhesión visceral; i. Implantes cosméticos maxilofaciales (nariz, oreja, maxilar, mandíbula, dientes), pechos, testículos y penes, entre otros. La caracterización física de las propiedades requeridas de un material para aplicaciones médicas, varía de acuerdo con la aplicación particular. Debemos considerar que las pruebas fisicoquímicas de los materiales para implante in vivo son difíciles, si no imposibles. Las pruebas in vitro deben ser realizadas antes del implante. PARTE TEÓRICA 27 La fabricación y el uso de los materiales dependen de sus propiedades mecánicas, tales como resistencia, dureza y ductibilidad, entre otras. Las propiedades elásticas y viscoelásticas serán caracterizadas antes que las estáticas y dinámicas [24] [25] [26] [27]. Ilustración 11. Diversos diseños de componentes de cabezas de fémur y componentes de cadera. La naturaleza (iónico, covalente y metálico), y la fuerza de los enlaces atómicos determinan qué tan estable es el material cuando se le aplica una carga, es decir, cuando se le somete a un esfuerzo de tipo mecánico; este tipo de propiedades son conocidas como mecánicas. Cuando se determina la estabilidad del material en función de cambios en la temperatura, se habla de propiedades térmicas. Cuando estiramos un material, son las fuerzas entre los enlaces moleculares (fuerzas de atracción y repulsión entre los átomos que las componen) las que determinan el comportamiento del material. Inicialmente, la mayor parte de los materiales cumplen con la Ley de Hooke, es decir, la fuerza que se aplica para estirarlo (o comprimirlos) es proporcional a la distancia de deformación. La constante de proporcionalidad se llama constante elástica, y está relacionada indirectamente con la energía del enlace. Dicha ecuación se muestra a continuación: Ecuación 1. Ley de Hook. donde, σ, representa el esfuerzo, que es la fuerza por unidad de área de sección transversal, γ, es la deformación o estiramiento del material, dada por el cambio en la longitud respecto a la longitud original (l/l0), E, se conoce como módulo elástico o Módulo de Young el cual es una característica del material. Cuando un material es sometido a deformación por estiramiento, es posible determinar dos regiones bien marcadas en el comportamiento que presenta: la elástica, donde la deformación es proporcional al esfuerzo aplicado: el material regresa a su forma original cuando la fuerza que actúa sobre él se Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 28 elimina; y la plástica, en la que no existe proporcionalidad entre la fuerza aplicada y el estiramiento, en este caso el material no regresa a su forma original al anularse la fuerza que actúa sobre él. Generalmente, los materiales sometidos a fuerzas pequeñas siguen un comportamiento de tipo elástico, pero a medida que la fuerza crece, el comportamiento pasa a ser del tipo plástico, y si la fuerza sigue creciendo, puede ocurrir la fractura del material [28]. En los materiales cerámicos y en los vítreos es fácil que ocurra la fractura, además es impredecible el momento en que esto puede suceder, por lo que, aunque presentan un alto grado de biocompatibilidad, no son muy usados en implantes. La resistencia al impacto es la cantidad que puede absorber un material de energía debida a la fuerza ejercida sobre él por un golpe, es decir, por una fuerza grande en magnitud aplicada durante un tiempo muy corto. Ésta es otra de las pruebas que tiene que pasar un material que se requiere para implantación, los requisitos sobre la medida dependerán del uso que se le dé. La dureza es una medida de la deformación plástica, y se define como la fuerza por unidad de área de penetración o indentación en el material. Para determinarla de manera experimental, es claro que el método dependerá del tipo de material de que se trate; en el caso de metales, por ejemplo, se incrusta una punta de diamante en forma de pirámide en la superficie del material, con una fuerza conocida, y se mide la penetración que alcanza. Si se trata de un polietileno, se utiliza una esfera de acero inoxidable sobre la superficie, midiéndose la penetración que alcanza para una carga dada. Otra propiedad importante del material es la de termofluencia, es decir, la deformación que sufre con el tiempo al someterse a una carga conocida. La deformación elástica que sufre inicialmente el material ante una carga dada, es seguida de una termofluencia (algo así como el corrimiento entre las capas atómicas que lo constituyen, similar a lo que sucede con los fluidos), antes de que se presente la fractura. El desgaste de un material de implantes tiene importancia, en especial si se trata de remplazar uniones. El desgaste del material está estrechamente relacionado con la fricción entre los dos materiales. Es importante considerar el área real de la superficie que entra en contacto en la unión requerida ya que, en general, es mucho menor de lo que aparenta; ésta puede incrementarse con el peso que se aplica para los materiales dúctiles y para los elásticos. En las prótesis de uniones entre huesos, el desgaste es muy importante, y resulta del movimiento y recolocación de los materiales usados. Hay diferentes tipos de desgaste: el corrosivo, debido a la actividad química de alguno de los materiales de la unión; el de fatiga superficial, debido a la formación de pequeñas fracturas que PARTE TEÓRICA 35 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 [49] [50] [51] [52] [53] [54], el cemento acrílico y las fibras de Blakemore para injertos vasculares [55] [56]. Ilustración 14. Radiografía de una prótesis de cadera fallada por fatiga. 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. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 36 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. 2.2. Características generales. 2.2.1. Comportamiento y condiciones. Un biomaterial ha de tener la capacidad de llevar a cabo sus prestaciones con una respuesta adecuada del huésped en una situación específica. No todo material es susceptible de ser usado en la curación de enfermedades y deficiencias de los pacientes. El implante artificial ha de ser aceptado por parte de los tejidos que lo rodean y del cuerpo en general. Por lo tanto el material usado ha de ser biocompatible, no debe producir irritación de las estructuras cercanas, infecciones, alergias… Si no seleccionamos el material adecuadamente al problema presentado por el enfermo se puede producir lo comúnmente llamado rechazo. El sistema inmunológico puede atacar el “agente extraño”, es decir el material implantado, y producir una respuesta adversa. Existen dos tipos de respuestas ocasionadas por el rechazo del material implantado. La primera es llamada respuesta local, ya que se produce en las inmediaciones del implante, ocasionando una inflamación de los tejidos adyacentes que se manifiesta con hematomas y fuertes dolores. La otra respuesta es la llamada remota, ya que repercute en otro órgano del cuerpo, ocasionado infecciones. Entre el organismo receptor y el biomaterial hay una doble acción, uno actúa sobre el otro y viceversa. Al trabajar con biomateriales es necesario conocer los dos aspectos de respuestas entre el implante y el organismo y los efectos que se puedan producir entre los dos. El material da lugar a una respuesta PARTE TEÓRICA 37 biológica del organismo receptor, como ya hemos visto, puede haber un rechazo del mismo. Pero el cuerpo también puede actuar adversamente al material implantado. Un claro ejemplo es la posible degradación del material a causa de la corrosión, el material pierde sus propiedades mecánicas y su funcionamiento no es óptimo. El medio fisiológico es altamente agresivo, tiene una elevada actividad química. Hay que tener en cuenta las condiciones físicas y químicas del contorno del material. La reacción contraria del cuerpo humano se produce a distintos niveles: físico-químico, molecular y celular. Es muy importante saber o intentar predecir el comportamiento del material dentro del cuerpo, conociendo si es biocompatible y si sufrirá corrosión [57]. Para que el comportamiento entre el implante y el organismo será lo menos vulnerable posible, deben cumplirse una serie de condiciones prioritarias:  El material no debe incluir componentes solubles en el sistema vivo excepto si es de forma intencionada para conseguir un fin específico (por ejemplo en sistemas de liberación de medicamentos). El sistema vivo no debe degradar del implante excepto si la degradación es intencionada y diseñada junto con el implante (por ejemplo en suturas absorbibles).  Las propiedades físicas y mecánicas del polímero, deben ser las más apropiadas para ejercer la función para la que han sido elegidas (por ejemplo un tendón sustituido debe tener un módulo de tensión adecuado, una membrana de diálisis la permeabilidad apropiada, una junta de cadera debe tener un bajo coeficiente de rozamiento). Las propiedades mecánicas deseadas deben mantenerse durante el tiempo de vida esperado para el implante (por ejemplo no tiene que producirse una relajación significante en un implante elastomérico).  El material debe ser biocompatible, siendo este concepto extensible al potencial cancerígeno que pueda poseer y a la interacción con el sistema inmunológico del que va a formar parte.  El implante debe ser esterilizable y libre de bacterias y endotoxinas adheridas a las paredes de las células de las bacterias. En general la mayor parte de los materiales metálicos, poliméricos… no satisfacen todas estas condiciones, de manera que los materiales utilizados en medicina deben de ser diseñados específicamente para cumplir unas determinas funciones. Así se puede afirmar que la creación de biomateriales es una labor que hay que realizar entre el médico, científico y el ingeniero. 2.2.2. Clasificación de los biomateriales. No existe una única clasificación de los biomateriales debido a la gran variedad de aplicaciones dentro de la medicina actualmente. Existe una clasificación propuesta por el organismo A.S.T.M (American Society for Testing Materials) que englobaría los usos, tipos y aplicaciones de cada biomaterial [58]. Esta sociedad es una corporación sin ánimo de lucro fundada en 1898, para el desarrollo y estandarización de las características de los materiales, productos, sistemas y servicios, así como su Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 38 conocimiento. La estandarización incluye métodos de ensayo, definiciones, prácticas recomendadas. La clasificación propuesta es la siguiente:  Aparatos externos: están en contacto con las superficies del cuerpo, por ejemplo electrodos, prótesis externas.  Aparatos con comunicación exterior: en comunicación con canales naturales internos (catéteres urinarios, aparatos intrauterinos), en comunicación con tejidos y fluidos (contacto corto tiempo, contacto tiempo medio...), en contacto con la sangre.  Aparatos implantados largo tiempo: en contacto con el hueso, con tejidos y fluidos tisulares, y en contacto con la sangre. Una clasificación más cercana al ingeniero consiste en ordenar los materiales en los tres grupos principales según su naturaleza: metales, cerámicos, poliméricos y compuestos, como se observa en la siguiente tabla. Material Ventajas Inconvenientes Ejemplos Metales: Titanio, A. Inoxidable, oro, plata… Resistencia a esfuerzos de alto impacto, alta resistencia al desgaste. Baja biocompatibilidad, corrosión en medios fisiológicos, alta densidad, pérdida de propiedades mecánicas con tejidos conectivos suaves. Fijación ortopédica: Tornillos, clavos, alambres, placas, barras intermedulares, implantes dentales. Cerámicos: Óxidos de aluminio, aluminatos de calcio, óxidos de Titanio, carbonos. Baja biocompatibilidad, resistencia a la corrosión, inerte, resistencia a la alta corrosión Fractura ante esfuerzos de alto impacto, difícil fabricación, baja resistencia, inelásticos, alta densidad Prótesis de cadera, dientes, dispositivos transcutáneos Polímeros: Nylon, Teflón, Silicón, Dacrón Elásticos, fáciles de fabricar, baja densidad Baja resistencia mecánica, degradación con el tiempo Suturas, arterias, venas, nariz, orejas, mandíbulas, dientes, tendones. Compuestos: Cerámica-metal, carbón-otro material Buena compatibilidad, inerte, resistencia a la corrosión, alta resistencia. Carecen de consistencia en la fabricación del material Válvulas cardiacas, uniones óseas, marcapasos. Tabla 4. Materiales para implantación. 2.2.3. Características de la ciencia y de la ingeniería de biomateriales. La comunidad académica internacional ha reconocido la importancia de las investigaciones de carácter multi e interdisciplinario y ha reclamado acciones para que éstas sean promovidas. Las investigaciones propias de la ciencia y la ingeniería de biomateriales constituyen un ejemplo de actividades interdisciplinarias, cuyos contenidos no pueden ser encuadrados dentro de los límites curriculares de los estudios universitarios tradicionales. PARTE TEÓRICA 39 Téngase en cuenta que la ciencia de los biomateriales estudia los parámetros que definen las interacciones entre un biomaterial con un sistema biológico; mientras que la ingeniería de biomateriales incluye la investigación y desarrollo de materiales con control de calidad, tanto en lo que se refiere a su estructura, como a su superficie realizado a escala de nanómetros (nanotecnologías) [59]. Esta naturaleza multidisciplinaria hace que la ciencia e ingeniería de los biomateriales comparta áreas temáticas pertenecientes a variados sectores del conocimiento. Las áreas compartidas están esquematizadas en la siguiente figura y pueden agruparse en cuatro grandes campos: las ciencias básicas, las especialidades médicas, las ciencias biomédicas y la ingeniería. Ilustración 15. Disciplinas que participan en la ciencia e ingeniería de los biomateriales. Entre las ciencias básicas involucradas, se destacan: la biología celular y molecular, la ciencia de los materiales y la ciencia de las superficies. Prácticamente todas las especialidades de la medicina hacen uso de los biomateriales. Dentro de las ciencias biomédicas se deben destacar: la cirugía, la fisiología y la anatomía. En el campo de la ingeniería sobresalen las ingenierías de materiales, la ingeniería mecánica y la ingeniería química. Puede, por lo tanto, afirmarse que tanto la ciencia como la ingeniería de biomateriales, más que ningún otro campo de la tecnología contemporánea, reúnen a investigadores con diferente formación académica que deben actuar manteniendo una comunicación clara y fluida. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 40 La figura ilustra en su columna izquierda las etapas típicas del proceso de desarrollo de un biomaterial y de la construcción de un dispositivo a partir de él. Ilustración 16. Las distintas acciones involucradas en el desarrollo de un dispositivo compuesto por un biomaterial y los profesionales que participan. También, señala en su columna derecha, las interacciones interdisciplinarias que se establecen durante cada etapa del proceso. Queda así definido, cómo diferentes disciplinas pueden trabajar en conjunto, desde la identificación de la necesidad de un biomaterial hasta el desarrollo, construcción, implantación o remoción de él para su estudio en la etapa de investigación clínica. Los dispositivos biomédicos tienen un alto valor agregado. El tamaño del mercado para ellos, constituye el principal factor que define el interés de las empresas por producirlos y determina, por lo tanto, su disponibilidad comercial. Un componente adicional que afecta la disponibilidad de los biomateriales es el riesgo económico asociado a las demandas judiciales de los pacientes afectados por supuestos efectos nocivos de un determinado material. El uso en ocasiones abusivo de estas demandas ha llevado a que empresas proveedoras retiren biomateriales del mercado. PARTE TEÓRICA 41 En consecuencia, la proclamada intención de proteger la salud del paciente que demanda por un daño, puede tener un efecto negativo sobre la salud pública, al comprometer la continuidad de prácticas médicas que requieren de dispositivos confeccionados en base al compuesto retirado del mercado. Una manera de evitar lo anterior es impedir el creciente distanciamiento que se está produciendo, sobre todo en países con escasa base científico-tecnológica, entre el nivel de conocimiento del médico, que es el responsable del uso de un dispositivo, y del investigador que lo diseña y desarrolla. Las avanzadas tecnologías involucradas en los biomateriales requieren disponer de recursos humanos con alta capacitación, tanto para la etapa de investigación como para la de fabricación y aplicación. Un paso importante para la formación de recursos humanos en biomateriales en Latinoamérica lo constituye la incorporación de la temática a las carreras de ingeniería en materiales, bioingeniería, ingeniería biomédica, medicina y farmacia, así como también a diversos postgrados, maestrías y doctorados. 2.3. Materiales implantables. 2.3.1. Elección del material implantable. La elección del material para la concreción física del implante que se haya concedido, es un aspecto del diseño que se puede resolver de forma objetiva, puesto que se pueden expresar de forma cuantitativa. En los años veinte, y gracias a los esfuerzos de investigadores tales como Prandtl y Cottrell, nace la metalurgia como una ciencia independiente. Contemporáneamente, los años treinta iniciarían la era de los plásticos. A partir de esta fecha, los cirujanos y diseñadores de implantes, dispondrían de un creciente número de materiales con los que ensayar y diseñar implantes. Fruto de estos ensayos son prácticamente la totalidad de implantes que en la actualidad son utilizados en la clínica. Es sólo a partir de los años sesenta cuando se desarrollarían técnicas capaces de evaluar, con bastante aproximación y sin necesidad de largas y costosas implantaciones experimentales “in vivo”, la biocompatibilidad y deterioro de los, potencialmente, materiales implantables. Se inician, entonces, numerosas líneas de trabajo a la búsqueda y síntesis de nuevos materiales y, por primera vez, surgen materiales cuya búsqueda ha sido motivada por objetivos exclusivamente médicos. 2.3.2. Características de los materiales implantables. Existen numerosos intentos, en la literatura biomecánica, para definir los requisitos que han de satisfacer los materiales implantables [60] [61] [62] [63] [64]. Generalmente, estos requisitos pueden ser clasificados en dos grandes grupos: Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 42 1. Los reaccionados con la compatibilidad entre el material y los tejidos con los que se haya en contacto. 2. Los vinculados a las propiedades mecánicas del material necesarias para cubrir los objetivos marcados. La resistencia de los implantes viene condicionada a que dentro del cuerpo van a tener que aguantar una serie de agresiones mecánicas causadas por el peso del cuerpo del individuo y las fuerzas musculares y otras agresiones químicas por la naturaleza de los líquidos orgánicos. La influencia de las características y factores, que van a ser descritos seguidamente, en el éxito o rechazo de un implante, es obvia pero no totalmente objetivable con los conocimientos que actualmente se disponen. Efectivamente, no es posible, o al menos resulta muy difícil, predecir la reacción de un determinado tejido ante un material implantado, lo mismo que es difícil prever la corrosión de este mismo material. Paralelamente, las condiciones mecánicas a las que se hallan sometidos los implantes, una vez se han ubicado en el organismo, son conocidas con una aproximación somera. Consecuentemente el diseño se transforma más en una actividad rigurosamente científica que en un proceso pseudoartesanal. La naturaleza y la magnitud de las solicitaciones actuantes sobre los implantes resultan muy difícil de medir y, sobre todo, es prácticamente imposible generalizar a partir de los escasos datos disponibles, ya que cada caso es un problema, con particularidades propias, que han de estudiarse aisladamente. De ahí que conceptos como el diseño ante la rotura, los coeficientes de seguridad y la elección de materiales, no puedan establecerse sobre la base de conocimientos técnicos fiables. Afortunadamente, el creciente número de líneas de trabajo que se abren en el campo de la biomecánica del aparato locomotor ofrece, en este sentido, nuevas y optimistas perspectivas de futuro. En el sentido de un material para la construcción de un implante, es necesario establecer una lista de especificaciones, basada en los objetivos que pretendemos lograr, pero apoyada en los datos experimentales disponibles y en los resultados provenientes de la propia experiencia con otros materiales. Estas especificaciones necesitan ser comparadas con las propiedades que pueden alcanzarse con los materiales implantables más usuales. Sólo en el caso de que ninguno de estos materiales cubra nuestras necesidades, será recomendable la búsqueda de una alternativa, estando entonces indicado un nuevo material. En este contexto, pueden definirse dos situaciones básicas. Una, en la que cada una de las especificaciones establecidas sean satisfechas por uno o más materiales conocidos, pero ninguno de ellos cumplen la totalidad, y otra, en la que al menos una de la especificaciones, no se vea cubierta por ninguno de los materiales implantables usualmente utilizados. La respuesta a la primera solución se encuentra, a menudo, en los materiales compuestos, ya que éstos pueden combinar las propiedades adecuadas de cada uno de los componentes que los integran. PARTE TEÓRICA 43 Es, entonces, posible sintetizar un material compuesto AB que presenten las propiedades mecánicas buscadas en el material A y en el material B. En lo referente a la segunda situación, la solución ha de buscarse ineludiblemente en un nuevo material, con toda la problemática que este hecho comporta. La biocompatibilidad El primer requisito que debe evaluarse cuando se trate de enjuiciar si un material determinado puede ser implantable o no, es la biocompatibilidad. La repulsa del organismo a un cuerpo extraño es señal de una incompatibilidad biológica, lo que vulgarmente se conoce con el nombre de rechazo. Si el requisito de la compatibilidad se satisface, pueden comprobarse con sentido el resto de restricciones, puesto que, en caso contrario, es tiempo perdido. El concepto de compatibilidad hace referencia, tanto al efecto del material en los tejidos biológicos que lo rodean, como al posible deterioro que este material puede experimentar como consecuencia de hallarse implantado en un medio agresivo, como es el biológico. En lo que concierne al efecto del material en los tejidos que los circunda, la compatibilidad del material implica que los cambios extracelulares e intracelulares de estos tejidos son mínimos. Por ejemplo, los implantes cerámicos inducen una respuesta química restringida al hecho superficial. La mayoría de los materiales destinados a la construcción de implantes ortopédicos provocan una reacción de aislamiento en la interfase material – organismo. Si la reacción produce un lecho de pocas micras de espesor, el material puede ser considerado como biocompatible a escala microestructural. En esta línea, los materiales pueden ser clasificados de acuerdo al espesor del lecho de reacción, aunque tales clasificaciones han de normalizarse si se desean tengan valor comparativo, ya que se encuentran influidas, entre otros factores, por la configuración geométrica de la probeta que se implanta y por el lugar de implantación. Las variables intrínsecas, de que depende la compatibilidad de un material, en el sentido que consideramos son: la composición química, las características cristalográficas de las fases presentes y las características microestructurales. Las variables externas al material y las biológicas, que determinan la compatibilidad son: la concentración y tipo de células que integran los tejidos, la concentración iónica de los fluidos extracelulares, el pH, la concentración de fosfolípidos, mucopolisacáridos y otros constituyentes metabólicos, entre otras. En lo que atañe a la agresión del material por parte del medio en el que se está inmerso, este ataque puede traducirse en la variación de las propiedades mecánicas, físicas o químicas del material, así Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 44 como en su corrosión o degradación, lo que conlleva la liberación el organismo de los productos originados en este deterioro. Las propiedades mecánicas Es imposible enumerar cuáles son las propiedades mecánicas y físicas que debe reunir un material destinado a servir como base de un implante, ya que estas propiedades han de adecuarse a la misión mecánica a desempeñar por el implante. En ocasiones es deseable un material duro y en otras blando, a veces es preferible un material rígido y en otras, es mejor un material de módulo elástico menor. Las propiedades físicas y químicas dependen del estado de la superficie del material usado. Las superficies de metales pasivos combinan sus propiedades significativamente mediante la destrucción de la capa de óxido. Los productos abrasivos y los iones procedentes de la interacción pueden conseguir que en los tejidos se generen por un lado reacciones y por otro debilidad en el material implantado. En la siguiente tabla, se presentan las reacciones de los implantes: REACCIONES DE LOS IMPLANTES Elemento Reacción del implante en tejido blando Reacción del implante en organismos cultivados Crecimiento del nivel de toxicidad Mn - - - V Tóxico - 2*10 -5 M Mo Separación No afecta - Co Tóxico Inhibición 2*10-4 M Ni Tóxico Inhibición 1*10-4 M Fe Separación Inhibición - Cr - - - Al Separación - - Sn - - - Zr Inerte No afecta - Ti Inerte No afecta - Ta Inerte No afecta - Nb Inerte No afecta - Tabla 5. Reacciones de los implantes. En líneas generales, sólo nos es posible enumerar cuáles son las principales características a considerar en un material desde el punto de vista de su comportamiento mecánico. Éstas son: 1. Los módulos elásticos del material, principalmente el módulo de Young (E) y el módulo de rigidez (G). PARTE TEÓRICA 51 DIFERENCIAS ENTRE LAS CARACTERÍSTICAS MECÁNICAS PARA UN ACERO 316L CONDICIÓN RESISTENCIA A TRACCIÓN (MPA) TENSIÓN DE FLUENCIA (MPA) ALARGAMIENTO MÁXIMO (%) DUREZA ROCKWELL (HRB) Recocido 485 172 40 95 HRB Trabajado en frío 860 690 12 — Tabla 7. Diferencias entre las características mecánicas obtenidas mediante un recocido y con trabajado en frío para un acero 316L. La acritud no modifica el módulo elástico del material, sino que produce un incremento del límite elástico y de la resistencia a rotura elástica y a fatiga. Una gran parte de las propiedades mecánicas dependen del tratamiento térmico aplicado, o de si el material se trabaja en frío o en caliente. El diseñador de los implantes ha de ser cuidadoso en la elección del material, para evitar posteriormente efectos indeseados. Incluso el acero inoxidable 316L puede corroerse en algunas circunstancias, como por ejemplo en zonas anexas a los tornillos utilizados en placas de osteosíntesis. Algunos autores recomiendan su uso, únicamente en implantes de uso temporal, tales como placas de osteosíntesis y los tornillos. 2.3.4.2. Aleaciones base Cobalto. Estas aleaciones se denominan usualmente aleaciones cromo-cobalto y se empezaron a utilizar principalmente en odontología. Existen fundamentalmente dos tipos: la aleación colable y las forjadas. CARACTERÍSTICAS QUÍMICAS DE LAS CUATRO ALEACIONES Cr-Co Elemento CoCrMo (F75) CoCrWNi (F90) CoNiCrMo (F562) CoNiCrMoWFe (F563) Mín. Máx. Mín. Máx. Mín. Máx. Mín. Máx. Cr 27.0 30.0 19.0 21.0 19.0 21.0 18.0 22.0 Mo 5.0 7.0 — — 9.0 10.5 3.0 4.0 Ni — 2.5 9.0 11.0 33.0 37.0 15.00 25.00 Fe — 0.75 — 3.0 — 1.0 4.0 6.0 C — 0.35 0.05 0.15 — 0.025 — 0.05 Si — 1.0 — 1.0 — 0.15 — 0.5 Mn — 1.0 2.0 — 0.15 — 1.0 W — — 14.0 16.0 — 3.0 4.0 P — — — — — 0.015 — — S — — — — — 0.010 — 0.010 Ti — — — — — 1.0 0.5 3.5 Co — — — Hasta el total — — — — Tabla 8. Características químicas de las cuatro aleaciones Cr-Co. Los dos principales elementos de dichas aleaciones, Co y Cr forman una solución solida de 65% Co-35% Cr. El Mo se añade para obtener un tamaño de grano más fino. Estas aleaciones poseen un pobre Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 52 comportamiento a fricción, tanto consigo mismo como con otros materiales. Es por ello que las cabezas articulares de prótesis de Co-Cr, no se hacen jamás del mismo material, utilizándose en general cabezas cerámicas. Las aleaciones forjadas tienen tanto mayor ductilidad como mayor resistencia a la tracción, no estando claro si existen ventajas en cuanto al comportamiento a fatiga de destacar que el módulo elástico de dichas aleaciones está entre 220 y 235 Cpa, es decir entre un 10% y un 15% superior al de los aceros inoxidables y el doble del correspondiente al Ti y sus aleaciones. Los modos de transferencia de carga desde la prótesis al hueso, serán pues distintos en cada caso. Las aleaciones de Cr-Co se conocen comercialmente por los nombres Stellite, Vitallium, Vinertia y otros, según los fabricantes. Para la fabricación de implantes con estas aleaciones se emplea el moldeo y la forja, y no las técnicas tradicionales de mecanizado, pues endurecen rápidamente por la acritud que se produce ya en las primeras operaciones de la máquina, haciendo muy difícil su trabajo. Existen básicamente dos tipos de aleaciones de Cr-Co, la aleación Co-Cr-Mo que normalmente se utiliza para hacer piezas por fusión o moldeo a la cera perdida y la aleación Co-Ni-Cr-Mo que habitualmente es usada para hacer piezas por forja. La aleación moldeable (Co-Cr-Mo) se ha utilizado durante décadas en usos dentales y, recientemente, en la fabricación de prótesis articulares. Y la aleación de forja se utiliza para casos donde las solicitaciones mecánicas son elevadas, como ocurre en los vástagos de las prótesis de rodilla y cadera. Además de las dos aleaciones mencionadas, existen otras dos aleadas con Fe y W, que son raramente utilizadas en la fabricación de implantes. La aleación de CoNiCrMo tiene una elevada resistencia a la corrosión en medio salino bajo la acción de cargas. Las propiedades de desgaste abrasivo de esta aleación son parecidas a la del CrCoMo pero, sin embargo, no son recomendables para el uso en implantes en los que puedan existir zonas de contacto, debido a sus bajas propiedades friccionales, tanto consigo mismo como con otros materiales, ya sean metálicos o poliméricos. Por otra parte, son altamente recomendables para aplicaciones que requieran una larga vida en servicio sin fracturas y sin pérdidas de resistencia debido a la fatiga. Las propiedades mecánicas de las aleaciones Cr-Co se muestran a continuación: PROPIEDADES MECÁNICAS DE LAS ALEACIONES Cr-Co PROPIEDADES Fundición CoCrMo (F75) Forja CoCrWNi (F90) Forja CoNiCrMo (F562) Tratado en frío Resistencia a tracción (MPa) 655 860 1793 mín. Límite de fluencia (0.2% offset) (MPa) 450 310 1585 Alargamiento (%) 8 10 8.0 Reducción de área (%) 8 35.0 Resistencia a fatiga (MPa) 310 Tabla 9. Propiedades mecánicas de las aleaciones Cr-Co. PARTE TEÓRICA 53 2.3.4.3. Otros metales. Otros metales se han utilizado también en la fabricación de implantes. Se ha demostrado que el tantalio (Ta) es altamente biocompatible, sin embargo, debido a sus pobres propiedades mecánicas y a su alta densidad (16.6) g/cm2, su utilización está muy limitada a suturas en cirugía plástica y neurocirugía. El platino y otros metales nobles de su grupo son extremadamente resistentes a la corrosión, aunque tienen muy pobres propiedades mecánicas. Es por ello que sólo se utilizan solos o aleados para producir electrodos tales como las puntas de un marcapasos, debido a sí mismo a sus propiedades eléctricas. El oro y la plata aunque también muy resistentes a la corrosión tienen así mismo muy pobres propiedades mecánicas, lo que les hace de poco interés como materiales implantables. 2.3.4.4. Inconvenientes de los implantes metálicos. En la actualidad, para todas aquellas aplicaciones clínicas que requieran soportar cargas altas, se están utilizando implantes, en su mayoría metálicos, lo que origina problemas importantes debido a la gran diferencia de propiedades mecánicas entre el implante artificial y el hueso natural, lo que da lugar a rupturas. La imposibilidad de regenerar el hueso natural y la presencia de iones que, procediendo del implante artificial, son uno de los principales problemas por el dolor que causan en la zona implantada, además de la posibilidad de que los componentes metálicos puedan ser tóxicos o perjudiciales para el ser humano. Una alternativa, para paliar en parte estos problemas mientras no se logre un material similar al hueso es recubrir el implante metálico con cerámicas. Esto se está realizando tanto en implantes dentales como en prótesis de cadera, aunque el camino que hay que recorrer es todavía muy largo para mejorar estos productos. El proceso de recubrimiento de un metal por una cerámica es complejo y existen muchos métodos para realizarlo. De él depende, en gran parte, el éxito clínico, ya que la calidad y la duración de la fijación en la interfaz dependen en gran medida de la pureza, tamaño de partícula, composición química del recubrimiento, espesor de la capa y características superficiales del sustrato. 2.3.5. Implantes cerámicos. El uso de materiales cerámicos es bien conocido en odontología, pero su uso en otro tipo de implantes médicos es relativamente nuevo. La principal ventaja de las cerámicas en comparación con otros materiales es que tienen una muy baja reactividad química lo cual les hace inertes y por lo tanto biocompatibles en el cuerpo humano. Los implantes de carbono se han demostrado especialmente convenientes como intercara con la sangre, como en el caso de válvulas cardíacas. Asimismo, son utilizados cementos óseos basados en fosfatos de calcio como la hidroxiapatita que tiene el contenido mineral del hueso para relleno de cavidades. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 54 Aunque no se van a explicar detalladamente, es conveniente tener un concepto sobre los biomateriales más usados en la rama de las cerámicas. En nuestro proyecto solo se llevan a estudio los implantes metálicos, principalmente aleaciones de titanio. Como resumen cabe destacar los cuatro tipos principales de cerámicas más utilizadas para implantes y tratamientos de adhesión al cuerpo humano, son: el carbono, el óxido de aluminio, hidroxiapatita y algunas cerámicas policristalinas. 2.3.6. Implantes poliméricos y compuestos. Las posibilidades que ofrecen los polímeros para ser implantados en el cuerpo humano son muy grandes debido al hecho que pueden fabricarse fácilmente en formas muy distintas tales como fibras, tejidos, películas y bloques de diferentes tamaños y formas. Cabe destacar que en realidad los constituyentes de los tejidos naturales no son más que estructuras poliméricas, y por consiguiente los polímeros sintéticos poseen un buen número de similitudes con aquellas. Sus usos van desde cementos óseos acrílicos, sustitutos de venas o arterias, fibras de sujeción de órganos, hilos de suturas, etc. Cabe destacar los materiales compuestos, que son combinaciones de los otros tres tipos de materiales que han sido citados (metálicos, cerámicos y/o polímeros). Estos materiales pueden combinar las propiedades más adecuadas de los diferentes materiales, caben destacar de esta familia, las fibras de carbono, compuestos cerámica-polímero para sistema de obturación en odontología o materiales compuestos de fibra de vidrio para su aplicación en placas de osteosíntesis. 2.4. Respuesta biológica ante los materiales implantados. La compatibilidad entre un implante y el organismo humano puede plantearse en dos sentidos diferentes: el efecto que sobre el implante tiene el hallarse ubicado en un medio biológico (corrosión) y la respuesta que este implante produce sobre este medio biológico. Habiéndonos ocupado del primer aspecto en la biocompatibilidad, vamos a centrarnos en el segundo. Desgraciadamente, los conocimientos actuales sobre esta materia son bastante reducidos, permaneciendo pobremente explicado alguno de los problemas vinculados a la misma. Para abordar su estudio vamos a considerar, primero, la respuesta biológica de los tejidos ante un material implantado, analizando, seguidamente, las técnicas de que dispone el ingeniero biomecánico para predecir esta respuesta. 2.4.1. Respuesta de los tejidos ante un implante. La respuesta biológica de los tejidos ante los materiales implantables no sólo ha sido estudiada a la busca de materiales inertes, sino con intención de encontrar materiales capaces de inducir efectos deseables. Cuando un material extraño al organismo es implantado en un animal o en un individuo humano, los tejidos que lo rodea inician una acción destinada a aislarlo, mediante la formación de una capa fibrosa, PARTE TEÓRICA 55 cuyo espesor es proporcional a la cantidad y toxicidad de productos provenientes de la corrosión del cuerpo extraño, así como al movimiento que pueda existir entre éste y los tejidos adyacentes. Efectivamente, cuando el implante ofrece una gran estabilidad química y permanece, totalmente inmóvil, la capa fibrosa se ve reducida a una película de espesor comparable al diámetro celular. Por el contrario, cuando la acumulación de los productos de la corrosión es nociva para las células en contacto íntimo con el implante, éstas pueden morir liberando enzimas digestivas capaces de provocar, igualmente, la destrucción de los tejidos colindantes. La primera dificultad con que nos encontramos cuando deseamos estudiar la respuesta de los tejidos ante un material implantado, es que, para ello, ha de intervenirse quirúrgicamente, por lo que se provocarán cambios ineludibles en la conducta de los tejidos. En este sentido, conviene que revisemos las variaciones tisulares que tienen lugar durante la curación de una herida, de manera que podamos analizar la evolución normal de los tejidos y realizar comparaciones sobre la base de esta evolución. 2.4.2. La osteosíntesis. Cuando hablamos de las características mecánicas en Traumatología, estamos hablando fundamentalmente de osteosíntesis. Dentro de la osteosíntesis, tenemos tres tipos bien diferenciados:  Rígida. No permite ningún tipo de movimiento entre los fragmentos sintetizados.  Flexible o elástica. Opuesta a la anterior, con movilidad en cualquier dirección del espacio.  Dinámica. Combinación de las dos precedentes. Permite micromovimientos pero sólo en una dirección, provocando una compresión entre los fragmentos. Se ha de tener claro que el hueso es un material viscoelástico, de fibras colágenas y mineral óseo, que sirve como estructura de soporte para la transmisión de las cargas. Con la osteosíntesis trataremos de reconstruir las tres características. 2.4.3. La osteointegración. La osteointegración se define como un anclaje directo al hueso a un cuerpo implantado que puede proporcionar una base de soporte para una prótesis y posee la capacidad de transmitir fuerzas oclusales directamente al hueso [68]. Esto significa que el implante debe realizarse con material inerte para permanecer en contacto directo con el tejido óseo, sin la interposición de tejido blando. El término osteointegración [69] consta de «os», que significa “hueso” en latín, y de “integración”, palabra derivada de la misma lengua que significa “estar combinado en un todo completo”. El concepto de osteointegración fue desarrollado, y en su término acuñado, por el doctor Per-Ingvar Brånemark, profesor en el Instituto de Biotecnología Aplicada de la Universidad de Goteborg, Suecia. Descubrió un anclaje óseo directo y fuerte de una cámara de titanio que estaba utilizando mientras estudiaba la microcirculación en mecanismos de reparación ósea. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 56 La cámara de titanio fue introducida quirúrgicamente en la tibia de un conejo. Gracias a la información adicional que reunió en este estudio, descubrió que el titanio era el mejor material para el reemplazo artificial de la raíz. En las siguientes ilustraciones¡Error! No se encuentra el origen de la referencia. emos la sección anatómica y los componentes que forman parte de su sistema de prótesis independiente, respectivamente. Ilustración 17. Sección anatómica de una prótesis independiente apoyada por implantes sistema Brånemark. Ya hace más de 30 años que se reconoció que si un material con una superficie porosa era situado en contacto con el hueso, entonces, bajo las adecuadas circunstancias, el hueso podía crecer dentro de la superficie para producir un enlace a través de un encaje mecánico. La mayoría de las prótesis se adhieren al hueso mediante el uso de un cemento acrílico. Este tipo de prótesis más actuales aprovechan que el crecimiento del hueso para que pueda penetrar en superficies porosas y obtener una osteointegración adecuada. Es decir que se fabrica una prótesis con recubrimiento poroso o rugoso, al que el hueso se une porque penetra el recubrimiento y queda unido a él. Este tipo de prótesis es el más adecuado para pacientes jóvenes o de vida activa. 2.4.3.1. Esfuerzos y cargas. El hueso está sometido a un proceso de remodelación permanente, que aporta tejido allí donde se necesita y lo retira de donde no, si por un esfuerzo excesivo sufre algún daño, el propio cuerpo procede a repararlo. En los metales no ocurre esto. Si se produce una fisura en la prótesis, el cuerpo no va a poder repararla y la fisura seguirá creciendo hasta la rotura de la prótesis. De allí que para las prótesis sea necesario usar metales de alta resistencia, pero también deben cumplir otra condición y es que sean compatibles, se habla de biocompatibilidad, con los tejidos del organismo. Se debe pensar que en estas prótesis, los esfuerzos en actividades normales, caminar o subir escaleras, supera cuatro veces el peso corporal del individuo implantado y en algunos casos 10 veces (por ejemplo ante un tropezón). Quiere decir que los esfuerzos sobre la prótesis en una persona de 80 Kg pueden llegar a 800 Kg. Es por este motivo que personas que superen un cierto peso no pueden colocarse prótesis de cadera de ningún tipo ya que durarían poco tiempo. PARTE TEÓRICA 57 2.4.3.2. Efectos nocivos. Los líquidos del organismo son muy corrosivos y la corrosión del implante presenta dos inconvenientes, el primero es que esa corrosión debilita la pieza y el segundo es que el metal disuelto puede ser perjudicial para el organismo. Así, por ejemplo, se considera que el níquel es cancerígeno. Los materiales que resisten la corrosión, más usados en prótesis, son las aleaciones de cobalto-cromomolibdeno y las de titanio-aluminio-vanadio. Los aceros inoxidables fueron usados en las primeras prótesis de cadera, pero actualmente su uso se encuentra muy restringido en los países del primer mundo, debido a que se corroen más que las aleaciones de cobalto o de titanio y a su contenido de níquel. El titanio comercialmente puro posee una capa de óxido específica que no debe entrar en contacto con otras superficies del metal. Dicha capa consta de TiO, Tio2, Ti2O3, Ti3O4, y puede atraer y rodear bimoléculas. La capa de óxido se contamina cuando entra en contacto con un metal distinto, proteína o lípido. El área contaminada cambia la composición de la capa de óxido y a eso le sigue una reacción inflamatoria que tiene como resultado una formación de tejido de granulación, similar al proceso de organización. Hay bastantes estudios que indican que la biocompatibilidad general de la aleación Ti6Al4V es equivalente a la del metal comercialmente puro. En vista de posibles diferencias entre esta aleación y el metal puro, y la atribución de estas diferencias al aluminio y al vanadio, muchos grupos de investigación han desarrollado aleaciones alternativas, como la Ti6Al7Nb, siendo ésta una de las razones por las que se ha considerado esta aleación en esta Tesis. 2.4.3.3. Factores clave para la osteointegración. El primero de los factores clave para una osteointegración exitosa, hace referencia a las características del material. La fijación Brånemark está hecha de Titanio comercialmente puro, que consta de de 99.5% Ti, 0.5% Fe, 0.03% N, 0.01% C y otros en una cantidad de 0.06%. Cuando la fijación de Ti entra en contacto con la atmósfera, se forma inmediatamente una capa de óxido de grosor 50-100 Ǻ. Y cuando la fijación al hueso ha sanado adecuadamente, la capa de óxido se rodea de una capa de glicoproteína y, después, de una capa calcificada de un grosor aproximado de Ǻ. Antes de insertar la fijación en el hueso, como se muestra en la figura, la superficie de fijación de Ti debe mantenerse esterilizada y evitarse estrictamente todo contacto con otro metal o sustancia proteínica. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 58 Ilustración 18. Componentes del sistema Brånemark. En la figura, se observan los componentes del sistema Brånemark, de abajo arriba tenemos: fijación, que es el componente fijado quirúrgicamente a la mandíbula; el tornillo de cobertura, que se enrosca en la parte superior de la fijación para evitar el crecimiento hacia debajo del tejido blando y dura dentro de la parte interna roscada; el pilar, que es el componente que se conecta a través de la mucosa, utilizando el tornillo de fijación que es el que aparece a continuación; el cilindro de oro, parte integrante de la prótesis final, se conecta al pilar con el tornillo de oro. El segundo factor se refiere al diseño de la fijación. Éste tiene una superficie roscada y se inserta en el emplazamiento óseo preparado, que también posee la misma superficie. Las roscas crean un área de superficie mayor, pero también ayudan a equilibrar la distribución de fuerzas alrededor del tejido óseo. Un encaje de precisión en el hueso vital es un elemento fundamental para la osteointegración. El tercer factor se refiere a la prevención de la generación excesiva de calor durante los procedimientos de taladrado del hueso. Éste no debería calentarse por encima de los 43º C para mantener su vitalidad, ya que al superar esta temperatura, la fosfatasa alcalina comienza a descomponerse; una generación ideal de calor no debería sobrepasar los 39º C. Un cuarto factor hace referencia a la necesidad de mantener las fijaciones dentro del hueso, sin fuerzas oclusales ni cargas encima de las fijaciones. PARTE TEÓRICA 59 2.4.4. Interfase hueso-implante: Biología del hueso. Antes de discutir la teoría de la osteointegración, es esencial la comprensión exhaustiva de la biología básica del hueso. Éste se clasifica como hueso compacto (hueso cortical) o hueso esponjoso (hueso canceloso). El primero consta de láminas o capas de células y de una matriz formada por componentes orgánicos e inorgánicos. Las células presentes se denominan osteocitos; están situadas en lagunas y tienen procesos celulares para la difusión de nutrientes dentro de pequeños canales o canalículos. El componente de matriz u osteoide8 representa, aproximadamente, un 40% de peso y está formado por colágeno del tipo I, glicosaminoglicanos y proteína adhesiva, osteonectina. El componente inorgánico constituye, aproximadamente también, un 40% del peso y consta de hidroxiapatita, el cristal apatito de calcio y fosfato. El hueso compacto tiene láminas circunferenciales exteriores e interiores, láminas haversianas y láminas intersticiales, que contribuyen a la dureza y densidad de este hueso. El hueso compacto está cubierto de periostio y posee fibras de colágeno, osteoblastos 9 y osteoclastos10 [69] [707]. El periostio11 está fuertemente unido a la superficie del hueso con fibras de Sharpey y sirve de protección para el mismo. Los osteoblastos y osteoclastos de periostio participan en el remodelado, la resorción y la aposición del hueso. En el interior del hueso compacto, el hueso esponjoso tiene una red tridimensional denominada trabéculas óseas. La arquitectura del hueso esponjoso es cavernosa y menos densa, de modo que la dureza es menor cuando se compara con el hueso compacto. La configuración de las trabéculas óseas crea una gran área de superficie destinada a la abundancia de osteoblastos y osteoclastos, los cuales están asociados a la formación y resorción ósea. Grandes vasos sanguíneos atraviesan las trabéculas óseas. El hueso esponjoso, de menor densidad y dureza, no es una base estable para la fijación primaria. Únicamente el hueso compacto puede proporcionar una base estable para dicha fijación. En la siguiente figura, se observa la estructura del hueso. El hueso cortical tiene un sistema haversiano intrincado y una estructura más dura en comparación con el hueso esponjoso, cuya estructura es porosa. 8 Conjunto de osteoblasto, osteocito y matriz orgánica aún no mineralizada. 9 Células del hueso, sintetizadoras del tejido óseo. 10 Células multinucleadas que degradan y resorben hueso. Así como el osteoblasto, es implicado en la remodelación de hueso natural. 11 Peri = alrededor, y osteo = hueso. Membrana de tejido conectivo muy vascularizada, fibrosa y resistente, que cubre al hueso por su superficie externa. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 60 Ilustración 19. Estructura del hueso. Cuando la sanación del hueso progresa bien, las células óseas presentes en el hueso esponjoso, forma un hueso de alta densidad a lo largo de la superficie de fijación, proceso al que nos referimos como osteointegración. En la siguiente figura, se observa una representación del emplazamiento de un implante de tornillo roscado en un hueso trabecular. Ilustración 20. Representación del emplazamiento de un implante de tornillo roscado en un hueso trabecular. Aquí, el hueso trabecular ha sido dañado debido a la preparación del lugar para el implante lo cual le proporcionará un pequeño soporte. 2.4.4.1. Remodelación del hueso. La osteointegración requiere de la formación del hueso nuevo alrededor de la fijación, un proceso que resulta de la remodelación en el interior del tejido óseo. En el hueso esponjoso, con abundancia de osteoblastos y osteoclastos disponibles, la remodelación tiene lugar en las superficies de las trabéculas óseas. Las fuerzas oclusales aplicadas al hueso esponjoso actúan como estímulo para el área de recipiente. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 68 1. Cloración del mineral para conseguir tetracloruro de titanio (TiCl4). 2. Reducción de TiCl4 para conseguir Ti metálico (proceso Kroll), en forma de piedritas esponjosas. 3. Purificación de estas piedras para quitar los productos de reducción. 4. Separación granulométrica. Las impurezas resultantes en la obtención del titanio básicamente son: 0.13% de magnesio, 0.11% de oxígeno, 0.2% de hierro, 0.087% de carbono y 0.04% de nitrógeno. Las posibilidades que ofrece el titanio no fueron conocidas hasta el 1943. Durante la II Guerra Mundial, la Oficina alemana de minas comenzó a entrever las potencialidades del titanio. Una vez acabada la guerra, y con el doctor Kroll como miembro de dicho organismo, publicó el primer gran informe sobre el metal, titulado “Metallic Titanium and its Alloys” [78], en el que se indicaban las interesantes propiedades del metal. 3.2. Propiedades del titanio. Sus características de poco peso y gran solidez lo hacen especialmente apto para la construcción aeroespacial. Todas las piezas de aviones y de satélites sometidas a condiciones extremas, se fabrican en Titanio. La posibilidad de combinarlo con otros metales, permite obtener una amplia gama de aleaciones con un fantástico espectro de características, cada una con características excepcionales propias. Algunas de estas aleaciones son las que se utilizan en la parte exterior de cohetes y aviones supersónicos, sometidas a grandes esfuerzos a elevadas temperaturas. Otras se utilizan para la construcción de proyectiles capaces de perforar blindajes. Otra propiedad ampliamente explotada es su gran resistencia a los más diversos agentes químicos. Resiste la acción de ácidos sumamente agresivos (salvo los ácidos clorhídrico y fluorhídrico) que destruyen rápidamente a otros metales como el acero inoxidable. Se utiliza ampliamente en la industria química y petroquímica, como también en la construcción de partes expuestas al agua salina, tales como piezas de barcos y plantas industriales costeras. Su compatibilidad con los tejidos orgánicos lo colocan al nivel de los metales nobles en lo que respecta a sus aplicaciones en tejidos orgánicos. Muchos elementos de características hipoalergénicas se construyen de titanio. Sus propiedades de osteointegración lo hacen especialmente apto para la obtención de implantes osteointegrados, tales como los dentales, clavos que se fijan para la reconstrucción de huesos fracturados y prótesis óseas. 3.2.1. Propiedades físicas. El titanio natural es un elemento común en la corteza terrestre. Es un elemento de transición, como el hierro, con una estructura electrónica: 1s2, 2s2, 2p6, 3s2, 3p6, 3d2, 4s2 PARTE TEÓRICA 69 La cual es característica de este grupo de elementos, con su capa “d” incompleta. Dicha estructura electrónica permite que el titanio forme soluciones sólidas con muchos elementos sustitucionales. Esto propicia los tratamientos térmicos con transformación parcial. Desde un primer momento se ha considerado como un metal liviano (4,5 g/cm3), que pesa un 45% menos que el acero (7,8 g/cm3) y solo el 60% más que el aluminio (2,7 g/cm3). Su relación resistencia-peso hace que las aleaciones a base de titanio sean superiores a todos los metales y aleaciones de ingeniería en un rango de temperaturas de -2530 C a 5940 C. Esta ventaja va acompañada por una excelente tenacidad, resistencia a la fatiga y resistencia a la corrosión. Entre sus propiedades físicas cabe destacar su alto punto de fusión (capaz de trabajar a altas temperaturas), baja conductividad térmica y bajos coeficientes de conductividad térmica y eléctrica. Las propiedades físico-químicas del titanio se resumen en la siguiente tabla. La tecnología moderna se ve atraída por sus propiedades, por ello no es de extrañar que sea una de las más cotizadas materias primas [79]. Nombre Titanio Número atómico 22 Valencia 2,3,4 Estado de oxidación +4 Electronegatividad 1,5 Radio covalente (Å) 1,36 Radio iónico (Å) 0,68 Radio atómico (Å) 1,47 Configuración electrónica [Ar]3d24s2 Primer potencial de ionización (eV) 6,89 Masa atómica (g/mol) 47,90 Densidad (g/ml) 4,51 Punto de ebullición (ºC) 3260 Punto de fusión (ºC) 1668 Conductividad eléctrica 2,6 106 W-¹m-¹ Conductividad térmica 21,9 Wm-¹K-¹ (a 300 K) Calor específico 0,523 Jg-¹K-¹ (a 300 K) Tabla 10. Propiedades físico-químicas del Titanio. El titanio sufre una transformación alotrópica a temperatura ambiente y presenta una estructura hexagonal compacta (llamada fase α), mientras que por encima de los 882 ºC dicha estructura se convierte en una cúbica centrada en el cuerpo (llamada fase β). Esto permite que se puedan realizar tratamientos térmicos con transformación total [80]. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 70 El titanio es un mal conductor de la electricidad. Es treinta veces peor conductor que el cobre y diez veces peor conductor que el aluminio. Por eso no es usado en el transporte de electricidad. Respecto a sus propiedades magnéticas, el titanio puede ser clasificado como paramagnético, implicando una ligera atracción por un campo magnético. 3.2.1.1. Resistencia a la temperatura. El límite superior de temperatura para servicios prolongados en aire caliente es de alrededor de 538°C. En aplicaciones por períodos cortos, tales como las paredes de fuego que revisten los motores a chorro de aviones y helicópteros, se consideran que el titanio es utilizable hasta temperaturas de 1100 ºC. El límite inferior conocido del titanio es de -253 °C, la temperatura del hidrógeno líquido. En este punto deben especificarse los grados ELI (Ti-6Al-4V ELI o Ti-5Al-2.5Sn ELI) debido a que proveen la máxima tenacidad. 3.2.1.2. Estabilidad térmica. Es una medida de la capacidad de una aleación de mantener sus propiedades originales después de exposiciones prolongadas a temperaturas elevadas. Las aleaciones de titanio para temperaturas de servicio superiores a 426 °C se diseñan y ensayan cuidadosamente, para asegurar su estabilidad a las máximas temperaturas de utilización. Las aleaciones alfa y cuasi alfa son las mejores para aplicaciones de alta temperatura. 3.2.1.3. Transferencia de calor. La transferencia de calor en un sistema intercambiador de calor de titanio, se aproxima a los niveles de la del bronce almirantazgo, a pesar de su relativamente bajo coeficiente de conductividad térmica15. Hay algunas razones para que esto ocurra:  La gran resistencia mecánica del titanio permite la utilización de espesores de pared más finos en los equipos.  La película de óxido superficial del titanio brinda características inusuales y beneficiosas.  La ausencia relativa de corrosión en los medios en los que se utiliza generalmente el titanio, deja una superficie clara y suave mejorando el flujo laminar.  La excelente resistencia a la corrosión por erosión permite operar a velocidades significativamente superiores. 3.2.2. Propiedades químicas. El titanio tiene cinco isótopos, con pesos atómicos comprendidos entre 46 y 50, todos ellos estables. El más abundante es el Ti-48. Como es característico en los elementos de transición, el titanio presenta una valencia variable entre el estado bivalente, trivalente y tetravalente. El mayor número de compuestos se da con la valencia tetravalente. Puede formar soluciones sólidas y compuestos, bien con enlace metálico, covalente o bien iónico. 15 Característica de cada sustancia que expresa la magnitud de su capacidad de conducir el calor. PARTE TEÓRICA 71 El titanio metálico es un metal blanco y lustroso, con una baja densidad. Presenta una excelente resistencia a la corrosión, ya que soporta el ataque de los ácidos inorgánicos, de la mayoría de los orgánicos y del cloro húmedo. Sin embargo reacciona rápidamente con el oxígeno, nitrógeno, el hidrógeno y el carbono. La gran reactividad del titanio con el oxígeno origina la rápida formación de una capa superficial de óxido. Los óxidos formados van desde el TiO hasta Ti7O12, cada uno de los cuales muestran una gradación diferente, y para capas delgadas, muestran una superficie multicoloreada. De esta forma el metal queda protegido por una capa inerte que lo protege de la corrosión. El titanio comparte esta característica con el aluminio, si bien la protección que proporciona la capa de óxido de titanio es muy superior a la de óxido de aluminio, tanto frente a la corrosión como frente a la oxidación. Esta notable propiedad hace del titanio un excelente material para su uso en ambientes corrosivos, biomedicina y en la industria en general. La biocompatibilidad del titanio es excelente. Su no toxicidad, su excelente resistencia a la corrosión, su compatibilidad con tejidos y huesos lo convierte en un metal excelente para el uso de prótesis óseas, dentales y en otras aplicaciones traumatológicas. 3.2.2.1. Resistencia a la corrosión. La resistencia a la corrosión del titanio es sobresaliente. Las aplicaciones que tiene en la industria química son amplísimas. El titanio es muy resistente a la corrosión en aguas salinas, cloro líquido, ácido acético, ácido nítrico, hipocloritos y salmuera. Resiste soluciones diluidas de ácido clorhídrico y de ácido sulfúrico cuando están en presencia de inhibidores. Además el titanio presenta buena resistencia a la corrosión a la mayoría de los combustibles y oxidantes que se utilizan actualmente en cohetes propulsados por combustible líquido. El titanio resiste al picado (pitting16), a la corrosión por cavitación y por erosión. Las soluciones utilizadas en el proceso de galvanizado, anodizado y refinado electrolítico de metales que no contengan fluoruros, le provocan poco o ningún ataque al titanio. 3.2.3. Propiedades mecánicas. Las propiedades mecánicas del titanio dependen de su pureza. Pueden considerarse representativos los valores del titanio comercialmente puro (grado 1) [81], que se muestran en la siguiente tabla: Propiedades Valor Resistencia 240 MPa Límite elástico 170 MPa Alargamiento 50 % Dureza 70 HrB; 85 HV Tabla 11. Valores representativos de las propiedades mecánicas del titanio. 16 Aumento de la dureza, fragilidad y resistencia del metal como consecuencia de su forjado en frío. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 72 La resistencia es baja, pero puede elevarse a expensas de disminuir su plasticidad (como en otros metales) disolviendo otros elementos en la red cristalina. También hay que tener en cuenta que es susceptible de recibir tratamientos térmicos con trasformación total o parcial de su microestructura. En el caso del titanio, su gran reactividad, su afinidad con el oxígeno, nitrógeno, carbono e hidrógeno, y el hecho de que la solubilidad intersticial de estos elementos en el titanio es varios órdenes de magnitud mayor que en otros metales (como el hierro y el aluminio), hace que estos elementos influyan notablemente en las propiedades mecánicas. Por esto se definen varios grados del titanio comercialmente puro en función del contenido de estos elementos (que controlan su resistencia y fragilidad). 3.2.3.1. Resistencia al pandeo. La rigidez de las estructuras sometidas a la compresión, está gobernada usualmente por relaciones módulo-densidad, siendo la relación un índice para el pandeo elástico de columnas. El índice de pandeo para chapas es . Si bien en la relación el acero y el titanio están a la par, la raíz cuadrada y cúbica en estos índices le otorgan una ventaja al titanio por su baja densidad, para las aplicaciones en las cuales el pandeo elástico es un factor crítico en el diseño. 3.2.3.2. Resistencia al creep y a la rotura. Algunas aleaciones de titanio tienen una resistencia al creep equivalente a la de los aceros endurecibles por precipitación. La resistencia al creep del Titanio no es, por lo general, un factor limitante en las consideraciones de diseño, mientras la temperatura no exceda los 315-370 °C. Por debajo de los 315 °C el creep se vuelve importante únicamente para diseños sometidos a esfuerzos superiores al 90 % del límite de fluencia. 3.2.3.3. Resistencia a la fatiga. Las propiedades del titanio respecto a la fatiga son excelentes, especialmente para formas suaves. La presencia de entalladuras hasta Kt = 5 reduce el valor de fatiga admisible. 3.2.3.4. Resistencia a la fractura. Las aleaciones de titanio en estado recocido, como la Ti-6Al-4V, Ti-5Al-2.5Sn y Ti-8Mo-8V-2Fe-3Al, tienen una apreciable resistencia al impacto. Esto significa, una resistencia a la formación y propagación de grietas y la habilidad de soportar cargas en presencia de grietas agudas. En una variedad de aleaciones tratadas térmicamente se puede obtener gran resistencia al impacto a tensiones superiores que las que soporta el material en estado recocido. PARTE TEÓRICA 73 Existe, sin embargo, una relación inversa entre resistencia uniaxial y resistencia a la rotura. Es por ello que la resistencia a esfuerzos uniaxiales debe ser tal que la resistencia a la fractura sea la adecuada, y no necesariamente debe ser la máxima que puede lograrse para la aleación en cuestión. Un tratamiento térmico inadecuado puede perjudicar estas características. 3.3. Aleaciones del titanio. 3.3.1. Introducción. La idea de usar materiales preparados o fabricados por el hombre para suplir o reemplazar órganos o tejidos deteriorados del cuerpo humano, se remonta muy atrás en la historia. Reconocen intentos de reemplazar dientes perdidos por marfil o dentina en culturas tan antiguas como la egipcia o la inca [82]. Sin embargo, sólo en la segunda mitad de este siglo se han puesto a disposición del médico y del ingeniero métodos objetivos para la evaluación de las propiedades de los materiales a usar [83]. Actualmente, la necesidad de encontrar materiales más fiables para su uso como biomateriales, en especial en relación a las propiedades mecánicas, ha conducido a la utilización, además de otros materiales, de metales y aleaciones con una excelente biocompatibilidad, pasividad química extrema y propiedades adecuadas para un buen comportamiento a largo plazo [84]. Los materiales más destacados por su uso como biomateriales son los aceros inoxidables, las aleaciones CoCr y diversas aleaciones de titanio. De los materiales citados, esta Tesis Doctoral se centra en las aleaciónes de titanio como biomaterial. 3.3.1.1. Historia. El titanio fue descubierto en 1971. Tiene una concentración media del 0,8 % en peso, si bien su existencia en concentraciones que permitan una extracción económicamente viable no es muy frecuente, excepto como Rutilo (TiO2) e Ilmenita (FeOTiO2). Debido a su elevada reactividad, no se obtuvo una muestra impura hasta el año 1887. A pesar de que se intentó obtener este metal en forma pura durante mucho tiempo, ello no se logró hasta el año 1910, mediante la reducción del compuesto TiCl4 con sodio, si bien las cantidades obtenidas eran muy reducidas. En 1937 Kroll desarrolló un proceso para la obtención de titanio consistente en la reducción del compuesto tetracloruro de titanio con magnesio en una atmósfera de argón para evitar la oxidación. Éste fue el primer proceso que permitió la obtención de cantidades apreciables de Titanio puro, y es el método utilizado en la actualidad [85]. En la década de los años cincuenta, el gobierno de los EEUU potenció los estudios relativos al titanio y a sus aleaciones, ya que, debido a sus excelentes propiedades, caracterizadas por una densidad reducida, una excelente relación resistencia/densidad y un buen comportamiento a altas Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 74 temperaturas, las aleaciones del titanio constituyen un material muy útil en los campos de la industria aeroespacial y militar. En la década de los sesenta se amplió su uso a otras aplicaciones, como la industria química, debido a su excelente resistencia a la corrosión [86]. Esta resistencia es causada por una capa de pasivado formada por óxidos de titanio, que se forman espontáneamente en la superficie del titanio al entrar en contacto con la atmósfera. Otras aplicaciones estudiadas del titanio y sus aleaciones son las aplicaciones estructurales en ambientes salinos, por su resistencia a la corrosión [86] [87], y en el campo de los biomateriales [88], gracias a su excelente biocompatibilidad. Actualmente el titanio se utiliza principalmente en la industria aeroespacial, en la industria química y en aplicaciones médicas, entre otras. Cabe destacar que sólo un 10% de la producción total se destina a la obtención de titanio en forma metálica. El 90% se destina a la fabricación de dióxido de titanio, es cual es usado en forma de pintura protectora antióxido. Del 10% restante, el 50% es utilizado para la fabricación de la aleación Ti-6Al-4V [89]. 3.3.1.2. Propiedades. El titanio es un elemento de transición, como el hierro, el níquel o el cobalto, cuya estructura electrónica presenta una capa d incompleta. Dicha estructura electrónica permite que el titanio forme soluciones sólidas con muchos elementos sustitucionales. PROPIEDADES FÍSICAS DEL TITANIO PROPIEDAD VALOR Número atómico 22 Peso atómico 47.88 g/mol Volumen atómico 10.6 Ǻ3 Radio covalente 1.32 Ǻ Primer potencial de ionización 6.83 eV Valencia 2, 3, 4 Punto de fusión 1670 ºC Punto de ebullición 3260ºC Estructura cristalina α (HCP) para T < 882 ºC β (BCC) para T > 882 ºC Parámetros de red cristalina α: a= 0.295 nm; c= 0.468 nm β: a= 0.332 nm (a 900ºC) Temperatura de transición α-β 882º ± 2 ºC Densidad fase α (20ºC): 4.51 g/cm3 fase β (885 ºC) Capacidad calorífica 523 J/kg . ºC Conductividad térmica 17 W/m . ºC Coeficiente de expansión térmica (a 20ºC) 8.41 x 10-6/ºC Conductividad eléctrica (relativa al cobre) 0.031 Resistividad eléctrica 0.0026 Ω.m Tabla 12. Propiedades Físicas del titanio. PARTE TEÓRICA 75 Desde un primer momento, ha sido clasificado como metal ligero, a pesar de que su densidad de 4.51 g/cm3 es casi el doble de la densidad del aluminio, debido a su excelente relación entre resistencia mecánica/densidad. El titanio metálico puro es un metal blanco y lustroso. Presenta una excelente resistencia a la corrosión, ya que soporta el ataque de los ácidos inorgánicos, de la mayoría de orgánicos y del cloro húmedo. Sin embargo, reacciona muy rápidamente con el oxígeno, el nitrógeno, el hidrógeno y el carbono. Dicha reactividad depende fuertemente de la temperatura y, a altas temperaturas, la reactividad del titanio aumenta exponencialmente. Esta propiedad es especialmente visible con la extrema reactividad del titanio con el oxígeno y otros elementos a altas temperaturas (mayores de 700 ºC), los gases llegan a difundirse en la red cristalina del titanio [90]. Todos los estudios realizados hasta la fecha muestran que la biocompatibilidad del titanio es excelente [90]. Esta propiedad, unida al elevado ratio resistencia mecánica/peso, a su bajo módulo de elasticidad y su resistencia a la corrosión, lo convierten en un metal excelente para su uso en prótesis articulares, implantes dentales y en otra aplicaciones en Medicina. 3.3.1.3. Características de las aleaciones de titanio. El titanio es el único metal ligero que presenta dimorfismo, ya que en estado puro su estructura compacta hexagonal (fase α) presenta una transformación alotrópica a 882 ºC, pasando a una microestructura cúbica centrada en el cuerpo (fase β) [90]. Esta transformación alotrópica da al titanio propiedades interesantes al poder tratarse termo-mecánicamente con transformación completa como en el caso de los aceros. Así se puede controlar las proporciones de fase, las propiedades conseguidas o la textura del material. En equilibrio, la estructura β es inestable a temperaturas menores a 882 ºC, descomponiéndose de nuevo en la fase α al enfriar el titanio por debajo de la temperatura de transición. Ilustración 25. Estructuras cristalinas del titanio. Fase α: hexagonal compacta. Fase β: cúbica centrada en el cuerpo. Esta transformación ofrece la posibilidad de obtener aleaciones con microestructuras de tipo α, β ó α/β, dependiendo de los elementos aleantes que estabilizan una u otra fase. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 76 Las aleaciones de titanio se pueden clasificar en diferentes familias en función de la fase predominante en la microestructura en estado recocido a temperatura ambiente, es decir, según la capacidad de los aleantes de estabilizar la fase α ó β, existen las aleaciones α (y casi α), α/β, β (y casi β). Los elementos de aleación añadidos en el titanio se suelen clasificar como estabilizadores de la fase α o de la fase β según su efecto, es decir si aumentan o bajan la temperatura de transformación alotrópica. Las aleaciones tipo α/β se suelen clasificar a su vez en casi-α, cuando tiene una estructura esencialmente α a temperatura ambiente, y casi-β, cuando la estructura a temperatura ambiente es mayoritariamente β. La manipulación de estas variaciones cristalográficas mediante adición de aleantes y procesos termomecánicos, da lugar a un amplio rango de aleaciones y propiedades. 3.3.2. Efecto de los aleantes o elementos estabilizadores. El titanio se puede alear con diferentes materiales, que estabilizan una de las dos fases que presenta este material.  Elementos alfágeneos Los elementos que estabilizan la fase α son aquellos que incrementan la temperatura a la cual la fase α es estable. Los elementos más importantes que se comportan de esta manera son el aluminio, el oxígeno, el carbono y el nitrógeno. Ilustración 26. Diagrama de equilibrio del titanio con un elemento α-estabilizante. El aluminio (también Ga, Ge, B), elemento de sustitución, y los intersticiales O, N, y C son todos fuertes estabilizadores de la fase α, ya que aumentan la temperatura del transus y la cinética de precipitación de la fase α con la fracción del elemento. El Al es el que se utiliza como elemento de sustitución ya que tiene una alta solubilidad en la fase α. Se añade hasta un 6% ya que luego conduce a la precipitación de la fase α (Ti3Al) frágil. Los intersticiales también proporcionan un endurecimiento importante. Son en general impurezas de elaboración y tienen una influencia al PARTE TEÓRICA 77 bajar la tenacidad, la resistencia a fatiga y la ductilidad. En general los elementos con menos de 4 electrones de valencia por átomo estabilizan la fase α y se disuelven perfectamente en ella.  Elementos betágeneos Los elementos que estabilizan la fase β son los que permiten que sea estable a temperaturas menores de la temperatura de β-transus. Los estabilizadores de la fase β se clasifican en elementos β isomorfos y β eutectoides, en función del correspondiente diagrama de fases. Los más utilizados son el vanadio V, el molibdeno Mo, y el niobio Nb. Se puede estabilizar la fase hasta la temperatura ambiente si las concentraciones en estabilizadores β son suficientes. Ilustración 27. Diagrama de equilibrio del Titanio con un elemento β-estabilizante. Otro grupo de aleantes que estabilizan la fase β son los que forman sistemas eutectoides con el titanio. Estos sistemas poseen una temperatura de transformación eutectoide mucho menor que la temperatura β-trans. Entre estos elementos se destacan el hierro, el manganeso, el cromo, el níquel, el cobre y el silicio. Ilustración 28. Diagrama de equilibrio del Titanio con un elemento β-eutectoide. Entre otros aleantes destacan el hierro, el manganeso, el cromo, el cobalto, el níquel el cobre y el silicio. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 84 La martensita se forma por una transformación masiva, por lo que, si bien la densidad de dislocaciones es elevada, casi no hay presencia de maclas. A diferencia de los aceros, el efecto de endurecimiento producido por la martensita es reducido, debido al gran tamaño de grano y a la inexistencia de supersaturación por átomos intersticiales. Ilustración 32. Microestructura martensítica del Titanio Cp de Grado dos.  La tercera microestructura se obtiene por enfriamiento lento desde temperaturas superiores a la de β-transus, por lo que da lugar a que la fase α se forme en forma de placas llamadas Widmanstätten. En titanio de alta pureza esta estructura se conoce como fase α cerrada, mientras que la presencia de impurezas produce un efecto de placas en forma de cesta. Ilustración 33. Microestructura Widmanstätten del Titanio cp de Grado dos. PARTE TEÓRICA 85 3.3.4. Aleaciones casi-α. Estas aleaciones fueron desarrolladas para permitir trabajar a mayores temperaturas en la sección de compresión de las turbinas de gas de los aviones. Presentan una mayor resistencia a temperatura ambiente que las aleaciones totalmente α y tienen la mayor resistencia a la fluencia de todas las aleaciones de titanio a temperaturas superiores a los 400 ºC. Las aleaciones α se caracterizan por incluir en su composición hasta un 2% de elementos βestabilizantes. Esto introduce pequeñas cantidades de fase β en la estructura, sin embargo, la cantidad añadida de estos aleantes es normalmente demasiado pequeña para producir un incremento de la dureza mediante la descomposición de la β retenida. La mejora de las propiedades mecánicas se debe a la formación de una fase α’ martensítica. El estaño da mayor resistencia a altas temperaturas, el circonio endurece la fase α, con el molibdeno se obtiene algo de fase α y el silicio mejora la resistencia a la fluencia. Un ejemplo, es la aleación Ti8Al-1Mo-1V, de menor densidad, más forjable y más soldable. 3.3.5. Aleaciones α+β. Las limitaciones que presentan las aleaciones α como su baja resistencia, baja forjabilidad y la fragilidad que presentan si se intenta aumentar su resistencia, dieron lugar al estudio y desarrollo de las aleaciones α+β. Actualmente, estas son las que presentan una mayor demanda comercial, especialmente la aleación Ti-6Al-4V, que representa más del 50% de las ventas de aleaciones de titanio. Las aleaciones de sistema α+β contienen uno o más αestabilizadores o elementos solubles en α y uno o más β-estabilizadores, hasta una proporción del 4-6%. Los β-estabilizadores permiten que estas aleaciones retengan fase β tras un enfriamiento rápido desde la zona β o α+β dependiendo de la cantidad de fase retenida, de la proporción de elementos β-estabilizantes presentes y del tratamiento térmico empleado. La aleación de titanio más usada comercialmente es, precisamente, una aleación α+β la Ti-6Al-4V, en ella se dedica la mitad de la producción mundial de titanio. Esto se debe al excelente balance entre sus propiedades mecánicas, su resistencia a la corrosión y su buen comportamiento a temperaturas elevadas, debiendo destacarse también su capacidad para ser trabajada mecánicamente y modificar sus propiedades mediante tratamientos térmicos. En aplicaciones más especializadas, como puntales de soporte de aviones, o piezas de trenes de aterrizaje, se han desarrollado otras aleaciones α+β con mayor resistencia (un 3040% mayor). Entre estas aleaciones destacan la Ti-6Al-2Sn-4Zr 6Mo. Podemos citar otros ejemplos de aleaciones de este tipo, como la aleación Ti 7Al-4Mo que se usa principalmente como material para hornos. La Ti-6Al1.7Fe-0.1Si, al contener hierro en lugar de otros aleantes más caros hace que esta aleación sea más barata que las demás. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 86 3.3.6. Aleaciones β. Si se añaden suficientes aleantes β -estabilizantes al titanio, se puede obtener una estructura totalmente β a temperatura ambiente. Con altas concentraciones de estabilizantes β se puede obtener esta estructura incluso enfriando al aire. Dentro de un cierto rango de contenido de estabilizante β la matriz de fase β retenida a temperatura ambiente es metaestable, y si se calienta por un tiempo a una temperatura por debajo de β -transus, se descompone en la fase α. Estas características permiten que estas aleaciones tengan una mayor tenacidad a la fractura y permitan la estampación en frío, debido a la estructura más blanda que presentan respecto a las aleaciones con estructura α. También cabe la posibilidad de aumentar la resistencia mediante maduración. La presencia de un alto contenido en aleantes proporciona un alto aumento de la dureza durante la maduración. Los inconvenientes que presentan son la posibilidad de segregación debida a la alta concentración de β-estabilizantes y la elevada densidad de algunas aleaciones. La primera aleación β con aplicación industrial fue la Ti-13V-11Cr-3Al, empleada en el fuselaje del avión espía SR-71. Esta aleación permite ser tratada con un revenido, enfriada rápidamente y madurada a 480 ºC para obtener resistencias a tensión de 1300 MPa. Entre otras aleaciones cabe destacar la Ti-8Mo-8V-2Fe-3Al al tener una gran resistencia. 3.3.7. La aleación Ti-6Al-7Nb. El Ti-6Al-7Nb es una aleación de titanio (α+β) que fue desarrollada para la fabricación de prótesis quirúrgicas con el objetivo de lograr una aleación de titanio que poseyera propiedades similares al titanio grado 5 pero sin su contenido de Vanadio. Estudios experimentales avalan la biocompatibilidad de la aleación Ti-6Al-7Nb [91] [92], así como sus buenas características frente a la corrosión [93]y, por tanto, su uso en aplicaciones médicas (cirugía ortopédica, implantes dentales). Desde 1986 se la utiliza en Europa para la fabricación de prótesis de cadera. COMPOSICIÓN DEL Ti-6Al-7Nb Aleación COMPOSICIÓN (wt %) Al Nb Fe C O N H Si Ti Ti-6Al-7Nb 6.21 7.06 0.13 0.082 0.10 0.031 0.012 0.012 Bal. Tabla 15. Composición del Ti-6Al-7Nb. De este material se puede destacar las siguientes características: resistencia a la corrosión, biocompatibilidad, excelente propiedades mecánicas y resistencia a la fatiga, bajo módulo elástico, buena resistencia a la forma y precio aceptable. La normativa que rige su uso y aplicación se muestra a continuación.  ASTM F1295 Standard Specification for Wrought Titanium-6 Aluminum-7 Niobium Alloy for Surgical Implant Applications (UNS R56700)  ISO 5832-11 Ti-6Al-7Nb wrought PARTE TEÓRICA 87  UNS R56700 Titanium-6 Aluminum-7 Niobium Alloy 3.4. Aplicaciones del titanio. 3.4.1. Introducción. Como el noveno elemento más abundante en la corteza terrestre y el cuarto metal estructural más abundante, la oferta mundial actual de materia prima mineral para producir el titanio es virtualmente ilimitada. La capacidad de fundición y procesamiento del titanio puede acomodar el crecimiento continuo en nuevas aplicaciones de gran volumen. Además de sus atractivas características de la relación de gran resistencia con densidad para uso aeroespacial, la excepcional resistencia a la corrosión del titanio derivada de su película protectora del óxido, ha motivado una amplia aplicación en biomedicina para implantes biocompatibles, en agua de mar, marina, soluciones salinas y servicios químicos industriales agresivos durante los últimos cincuenta años. Las aplicaciones aeroespaciales (incluyendo su uso tanto en componentes estructurales como en los motores a reacción) todavía constituyen la mayor aportación en el uso de las aleaciones de titanio. Su alta resistencia específica, resistencia a la fatiga y a la fluencia, así como su alta tenacidad a la fractura son características que hacen del titanio un material idóneo para la industria aeroespacial. Se ha venido utilizando como componentes estructurales de aviones, desde el Boeing 707 hasta satélites espaciales. En lo que se refiere a componentes de los motores a reacción, se fabrican palas de turbinas, discos de ventilación, entre otros componentes. Otras aplicaciones se han comenzado a explorar recientemente (últimos veinte años), estando alguna en fase de desarrollo, mientras que otras se están usando, consumiendo grandes cantidades de metal. Entre estas aplicaciones se encuentran:  Aplicaciones donde se requiere una alta resistencia a la corrosión, tales como procesado químico, la industria del papel, aplicaciones marinas, entre otras.  Aplicaciones biomédicas.  Industria de la automoción.  Aplicaciones de consumo, por ejemplo equipamiento deportivo, musicales... De todas las aplicaciones citadas, me centraré en la biomedicina, ya que es motivo de estudio por parte de la presente Tesis. La utilidad del titanio como material biomédico radica en la falta de reacciones de rechazo por parte de los tejidos del cuerpo humano, debido principalmente a su alta resistencia a la corrosión en el medio fisiológico. Por lo tanto es importante profundizar en el estudio de este metal, conocer sus propiedades químicas, mecánicas, que estructuras puede tener, conocer sus aleaciones, es decir, caracterizar profundamente el titanio. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 88 3.4.2. Aplicaciones biomédicas. El titanio y sus aleaciones presentan una destacada resistencia a la corrosión a los fluidos del cuerpo, superior a los aceros inoxidables. Además también posee una alta resistencia a la corrosión bajo tensión, altas propiedades mecánicas y una aceptable tolerancia de los tejidos que lo hace un material idóneo para ser implantado. Una característica particular del titanio es que es uno de los pocos materiales que no provoca la formación de un tejido fibroso que actúa de barrera cuando el material se coloca en contacto con el hueso sano. Esto permite al hueso crecer y llenar los poros superficiales del implante y obtener una sujeción más firme de la prótesis, por ejemplo en los implantes dentales, y mejorar la regeneración del hueso afectado. El titanio y sus aleaciones están siendo utilizadas en la construcción de prótesis articulares, prótesis orales y componentes para la fabricación de válvulas cardíacas y componentes de marcapasos. En el campo de la traumatología también se está utilizando en la elaboración de clavos y placas de osteosíntesis para la recuperación de fracturas óseas. Tipos y especificaciones La aleación de titanio más empleada en este campo durante los últimos años contiene aluminio y vanadio según la composición: Ti6Al4V. El aluminio incrementa la temperatura de la transformación entre las fases alfa y beta. El vanadio disminuye esa temperatura. La aleación puede ser bien soldada y tiene alta tenacidad. Aparte de esta aleación, existen otras de titanio quirúrgico, empleadas con asiduidad en biomedicina. Estas están clasificadas según las especificaciones de ASTM:  ASTM B265: placa y lámina: ASTM F1108 Ti6Al4V: pieza moldeada para implantes quirúrgicos.  ASTM B299: esponja: ASTM F1295 Ti6Al7: aleaciones de niobio para aplicaciones de implantes quirúrgicos.  ASTM B861/B862: tubo: ASTM F1341: alambre de titanio sin aleaciones para aplicaciones de implante quirúrgico.  ASTM B338: ASTM F136 Ti6Al4V: para aplicaciones de implante quirúrgico.  ASTM B348: barra: ASTM F1472 Ti6Al4V: para aplicaciones de implante quirúrgico.  ASTM B363: conexiones: ASTM F620 Ti6Al4V: eli forjados para implantes quirúrgicos.  ASTM B367: piezas moldeadas: ASTM F67: titanio sin aleaciones para aplicaciones de implante. 3.5. El problema del desgaste en las aleaciones de titanio en aplicaciones biomédicas. A pesar de las atractivas propiedades que presentan las aleaciones de Titanio, su uso generalizado en aplicaciones de ingeniería se ha visto impedido por la baja resistencia al desgaste que presentan estos materiales. En el caso de las paliaciones biomédicas, este hecho dificulta su uso en el campo de las prótesis articulares y otras aplicaciones donde el material se ve sometido a fricción. Las causas principalmente citadas de este pobre comportamiento son [94] [95]: PARTE TEÓRICA 89  La configuración electrónica. Cuanto menor es el valor estructural de la capa d electrónica, tanto más activo es el metal y mayor es el coeficiente de fricción. El titanio sólo posee un electrón en la capa electrónica d, lo que lo hace muy activo.  La cristalografía. Las microestructuras hexagonales generalmente presentan menores coeficientes de fricción y mejores características de fricción que las cúbicas, ya que se deforman plásticamente por deslizamiento en el plano basal de máxima compacidad. Sin embargo, la fase α del titanio posee un ratio c/a de 1587 inferior al ideal (1633), lo que permite deslizamientos en planos prismáticos y piramidales..  Bajas resistencias a tracción y a esfuerzo cortante. Esto significa que cuando se produce una unión con otros materiales, la fractura se produce más fácilmente en el titanio que en el otro material.  La capa de óxido que protege al material, formada espontáneamente y de orden nanométrico, es eliminada de la superficie al producirse contacto con otro metal, lo que produce un contacto metal-metal. Este contacto, debido a la alta resistividad del titanio no protegido, puede dar lugar a soldaduras puntuales en frío, con el consiguiente aumento de la fricción. La problemática no se reduce al hecho de tener un desgaste no deseado en el material, ya que se ha demostrado que el efecto de las partículas de desgaste en la zona de fricción como abrasivo, el efecto como acelerador de la liberación de iones por parte del material y el efecto sobre los tejidos que circundan el material producido por dichas partículas y por los iones liberados, pueden tener consecuencias no deseadas [96] [97]. En los últimos años se ha demostrado que las partículas de desgaste del polietileno de peso molecular ultra-alto (UHMWPE), material habitual para la fabricación de acetábulos en prótesis de cadera, así como las partículas metálicas de desgaste, pueden llegar a producir la llamada “enfermedad de las partículas”: una reacción a un cuerpo extraño por parte de los histocitos22 y la producción de células gigantes multinucleadas, las cuales se hayan relacionadas con una osteólisis23 progresiva del hueso en torno a la prótesis. Esta cadena de sucesos desemboca en un aflojamiento de la prótesis y la consiguiente necesidad de extracción y recambio de dicha prótesis [98] [99]. El efecto producido por las partículas de desgaste no es uniforme, sino que se halla muy relacionado con el tipo de material, el tamaño de la partícula, la superficie de dicha partícula y su morfología [100] [101]. La evidencia del efecto causado por las partículas de UHMWPE24 en el aflojamiento aséptico de las prótesis ha llevado a cierto número de investigadores y empresas a reconsiderar el uso de prótesis de contacto metal-metal [102]. Los estudios parecen indicar que el efecto más acusado, se debe a las partículas de UHMWPE, y el menor a las partículas de Ti-6Al-4V, dentro de la gama de biomateriales estudiados [99] y [101]. 22 Célula grande fagocitaria del sistema reticuloendotelial. 23 Disolución de los componentes minerales del hueso. 24 Ultra high molecular weight polyehylene. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 90 Los ensayos in vitro existentes [102], así como los análisis más recientes relativos al comportamiento de prótesis de cadera metal-metal tipo Metasul [103], indican que el volumen de desgaste es menor en el caso de un contacto metal-metal que del contacto UHMWPE-metal, o que incluso del par UHMWPE-cerámica. Dada la excelente biocompatibilidad del titanio y de la aleación Ti-6Al-4V, una opción adecuada para evitar la aparición de la enfermedad de las partículas sería la utilización de estos materiales en contactos metal-metal. Pero como ya se ha comentado, esta posibilidad requiere encontrar una solución a los problemas del desgaste antes indicados. Las posibles soluciones son:  Modificación de la estructura efectiva de la capa d, mediante la formación de compuestos.  Modificación de los sistemas de deslizamiento mediante formación de soluciones sólidas.  Incremento de la resistencia del Titanio mediante la adición de aleantes.  Eliminación del Titanio del sistema tribológico25 mediante el recubrimiento con otro material. De las posibilidades existentes, básicamente se han estudiado soluciones en la modificación de la superficie de las aleaciones de titanio [104] [105]. Destacan la deposición física en fase vapor, la deposición química en fase vapor, la implantación iónica, el rociado por plasma, tratamientos termoquímicos (difusión gaseosa y deposición por plasma), la aleación con láser o haz de electrones y la aplicación de lubricantes sólidos [106] [107]. La conjunción de las ventajas de disminuir el volumen de desgaste en el contacto metal-metal, junto con la reducción del coeficiente de fricción y del desgaste superficial mediante tratamientos de endurecimiento superficial, incrementan las expectativas del uso de este tipo de prótesis en el caso de pacientes con una esperanza de vida mayor de veinte años. 25 Consta de las superficies de dos componentes que están en contacto móvil entre sí y su entorno. PARTE TEÓRICA 91 CAPÍTULO 4 Elementos Biogenésicos o Bioelementos 4.1. Generalidades. Todos los seres vivos están constituidos, cualitativa y cuantitativamente, por elementos químicos que se encuentran en la corteza terrestre. Esto indica que la vida se ha desarrollado a partir de elementos con propiedades físico-químicas acorde con los procesos químicos que se están llevando a cabo en los seres vivos. Los elementos biogenésicos o bioelementos (del griego bios=vida y génesis=origen) son aquellos elementos químicos que forman parte de la materia viviente [108] [109]. En los seres vivos se pueden encontrar alrededor de setenta elementos químicos diferentes, aunque no todos son indispensables para la vida, ni comunes a todos ellos. Ilustración 34. Contenido de minerales de un adulto de 70 kg de peso. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 92 Además de los elementos químicos mayoritarios (desde C, H, O, hasta Ca, P, Na, K, y Mg), el cuerpo humano contiene cantidades traza de la mayor parte de los elementos del Sistema Periódico. En la Ilustración 35 se resumen algunos datos sobre contenido total, absorción y excreción de 23 elementos traza; se trata de valores medios correspondientes a mediciones realizadas en diversos órganos, tejidos y líquidos corporales de sujetos de unos 70 Kg de peso corporal [110]. Muchos de estos elementos traza son considerados esenciales para la vida, conservación de la salud y reproducción; se conocen con cierta precisión sus funciones como cofactores enzimáticos o como electrolitos en los líquidos corporales, así como su importancia en los sistemas de transporte de oxígeno o como componentes de macromoléculas que no tienen acción enzimática. Elemento (orden de abundancia) Contenido medio en el cuerpo (70Kg)(mg) Facilidad Absorción dieta (%) Concentración en plasma (µg/dL) Órganos de acumulación principal Ruta de excreción principal Hierro 3500-4500 5-15 100 Hígado, bazo Bilis Flúor 2600-4000 40-100 20-100 Dentadura Orina Cinc 1600-2300 31-51 100 Piel, huesos Páncreas, bilis Silicio 1100 1-4 500 Piel - Plomo 122 5 15-40 Hueso Bilis Aluminio 50-150 0.1 13-17 Pulmón Orina Cobre 60-80 30-60 100 Hígado Bilis Boro 48 99 - Hueso Orina Cadmio 30-38 25 0.1-0.7 Riñón, hígado Orina Bario 22 1-15 10-20 ¿Piel? Orina Selenio 21 35-85 7-30 ¿Riñón? Orina Germanio 20 Fácil - Bazo Orina Yodo 10-20 100 2-4 Tiroides Orina Estaño 14 2 - Hígado, bazo, pulmón Orina Arsénico 8-20 5 10-64 ¿Piel, cabello? Orina, bilis Manganeso 12-16 3-4 1-2 Hígado, hueso Bilis Molibdeno 9-16 40-100 1-3 ¿Hígado? Orina Mercurio 13 5-10 0.5-1 Riñón - Vanadio 10 0.1-1.5 0.5-2.3 ¿Grasa? Orina Titanio 9 1-2 - Pulmón Orina Níquel 5-10 3-6 2-4 Piel, hígado Orina Cromo 1-5 1 0.15 Bazo, corazón Orina Cobalto 1.1-1.5 63-97 0.007-6 Hígado, grasa Orina Ilustración 35. Elementos traza presentes en los seres humanos. La lista de elementos químicos con función biológica ha ido ampliándose progresivamente; ello ha sido posible gracias a la puesta a punto de técnicas adecuadas para realizar análisis en muestras orgánicas (alimentos o tejidos) altamente purificadas, es decir, descontaminadas de elementos químicos procedentes del medio ambiente (de origen extraorgánico); todo lo cual ha permitido, a su vez, estudiar el efecto de deficiencias de elementos traza específicos sobre numerosos aspectos fisiológicos, tanto en animales y plantas como en seres humanos. PARTE TEÓRICA 93 Algunos investigadores especialistas en el estudio de la significación biológica de los elementos traza sugieren que, probablemente, todos los elementos del S.P. tienen (o se descubrirá que tienen) alguna función fisiológica. De todas formas, ciertos elementos tales como Cd, Pb y As están ya muy caracterizados por sus propiedades tóxicas y nocivas sobre el metabolismo humano. Puede decirse que con las solas excepciones del Fe y I, la importancia fisiológica de los demás elementos traza presentes en la dieta se está empezando a conocer recientemente. De hecho ciertas alteraciones de determinadas funciones fisiológicas se comienzan a asociar con deficiencias nutricionales de elementos traza específicos; por ejemplo, flúor y caries dental, cromo e intolerancia a la glucosa, cobre e hipercolesterolemia, etc. En este sentido, conviene siempre tener muy en cuenta los efectos de los tratamientos tecnológicos utilizados en la industria alimentaria (refinados, liofilizados, etc.) sobre el contenido de elementos traza (u oligoelementos) que, en última instancia, son consumidos por los individuos, para bien o para mal. 4.2. Clasificación de los elementos biogenésicos. Los bioelementos, según su abundancia en los seres vivos, se clasifican en tres grandes grupos, como se observa en las siguientes ilustraciones: Ilustración 36. Composición química de los seres vivos. Ilustración 37. Tabla Periódica de los elementos químicos. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 100 décadas pasadas y una profusa investigación ha demostrado que puede producir efectos adversos en plantas, animales acuáticos y seres humanos [126], por lo que cada vez se tiene más claro la importancia que presenta este metal sobre los sistemas biológicos. En las muestras biológicas el aluminio se encuentra únicamente con valencia +3. Las formas de este elemento unido a ligandos orgánicos son mucho menos tóxicas que cuando se encuentra unido a ligandos inorgánicos. Las especies de interés medioambiental del aluminio son: Al3+, Al (OH)2+, Al (OH)4y Al (OH)2+. Esta incorporación se hace con la etapa previa de formación de minerales arcillosos que se transforman en óxidos e hidróxidos de aluminio solubles. Este efecto puede estar, y de hecho lo está, favorecido por la acción antropogénica, así, por ejemplo, el aluminio puede existir en altas concentraciones en los alrededores de zonas donde se producen vertidos de ciertas industrias, refinerías, fundiciones, canteras y minas. Además, las tierras dedicadas a la agricultura tienen la suficiente acidez como para que el 70% de las mismas origine problemas de toxicidad debido a la solubilización del aluminio. En este punto, las lluvias ácidas juegan un papel importantísimo en el proceso de movilización del aluminio desde las rocas hasta la disolución del suelo (zonas vadosas). En efecto, en el medio ambiente el aluminio produce problemas de acidificación, puede acumularse en las plantas y causar problemas de salud a animales que consumen esas plantas. Se ha observado que las cáscaras de los huevos de aves son mucho más finas cuando existe contaminación de este elemento en el medio donde habitan. Algunos estudios han demostrado que el aluminio se encuentra en la nieve formando acuocomplejos o complejos simples con ligandos inorgánicos. En los ríos se encuentra generalmente unido a macromoléculas o en sustancias coloidales. Debido a que la fracción tóxica del aluminio corresponde a su ión libre y sus acuocomplejos, los métodos analíticos se han encaminado a la discriminación de estos complejos de aluminio con respecto a complejos con sulfato, fluoruro y también con la materia orgánica. Para ello se han estudiado numerosos reactivos coloreados que reaccionan con las distintas especies tóxicas de aluminio para su posterior determinación por espectrofotometría, como por ejemplo el aluminón o hidroxiquinona. Sin embargo, a pesar de que los reactivos que se han probado no reaccionan con los complejos de fluoruro, sí que lo hacen con los complejos de aluminio con sulfato y con materia orgánica, teniendo lugar por tanto errores importantes en la medida de estas especies tóxicas de aluminio mediante espectrofotometría. Muchos trabajos han relacionado el aluminio como agente etiológico en enfermedades de tipo neurodegenerativo como el Alzheimer, la demencia senil o el Parkinson. Algunos estudios sugieren que tanto la forma como la vía de entrada del aluminio son fundamentales para determinar los efectos que este metal pudiera ocasionar en el organismo. En otros trabajos se señala cómo lo importante no es la forma en la que el aluminio penetra en el organismo, sino la posterior liberación de iones de aluminio libres, es decir, de la biodisponibilidad de este elemento, que está influida por muchos y muy variados parámetros, tanto factores físicos como químicos [127]. La actividad química del aluminio es de vital importancia en los humanos. La especialización del aluminio puede ser considerada como el mecanismo por el cual este metal desata una respuesta biológica. Las distintas formas en las que se puede suministrar el aluminio (citrato, fosfato, cloruro o PARTE TEÓRICA 101 hidróxido, entre otros) determinan tanto el destino como la proporción de aluminio que actuará modificando el metabolismo. De esta forma, la toxicidad del metal dependerá de la molécula a la que se halle ligado, y la capacidad tóxica de dicho metal dependerá de la cantidad de aluminio disponible en un determinado órgano o fluido biológico. Tanto es así, que algunos estudios demuestran que, por ejemplo, la ingesta de cerveza con alcohol y a dosis moderada alta, parece influir en la toxicocinética del aluminio presente en la dieta a través de su contenido en silicio, limitando su absorción e incrementado su excreción por vía fecal [128]. Debido a la importancia de la biodisponibilidad del aluminio, se han desarrollado estudios de especiación de este metal en humanos. En estos estudios generalmente se emplea la ultrafiltración, diálisis, filtración con geles, HPLC, etc. Las especies que se estudian en este tipo de muestras son la fracción separada por ultrafiltración, proteínas de aluminio, especies de bajo peso molecular de aluminio y complejos de aluminio con Deferoxamina (DFO), que es un fármaco utilizado para solucionar problemas de exceso de Al. Mediante estudios de este tipo, se ha confirmado que la transferrina es la única proteína que se encuentra unida al aluminio en el hombre. La exposición al aluminio por lo general no es dañina, pero a altos niveles puede causar serios problemas para la salud. En efecto, la toxicidad del aluminio puede evaluarse desde dos puntos de vista, dependiendo del grado de contaminación. Bajos niveles de aluminio derivados del entorno (agua,...) han sido asociados con demencias seniles (Alzheimer, el Parkinson, la demencia y la esclerosis lateral amiotrófica), mientras que niveles altos de aluminio originados por algún tipo de terapia (diálisis,...) pueden inducir síntomas diferentes y de forma más acusada [129]. Cualquier persona puede intoxicarse con aluminio o sus derivados (ingesta, respiración, contacto dérmico,…), pero algunas personas son más propensas a desarrollar toxicidad por aluminio [130]. La exposición a concentraciones significativas de aluminio puede causar un efecto serio en la salud como daño al sistema nervioso central, demencia, pérdida de la memoria, etc. El aluminio también puede causar problemas en los riñones de los pacientes, cuando entra en el cuerpo durante el proceso de diálisis [131] [132]. Por muchos años ha sido señalado como causante de daños óseos [133] y neurológicos: encefalopatías y enfermedades óseas como la enfermedad adinámica del hueso asociada a baja reconversión y a bajos contenidos de Al, la osteítis fibrosa asociada a la alta reconversión, hipertiroidismo y altos contenidos de Al [134], las patologías respiratorias por exposición al Al [135]. Además, se ha comprobado que el aluminio puede ser potencialmente dañino en pacientes que requieren de forma sistemática tratamientos vía parenteral [136]. Hay muchos factores que determinan si la exposición al aluminio será perjudicial o no, como son la dosis (la cantidad), la duración (por cuánto tiempo) y la manera como entró en contacto con esta sustancia, así como la edad, sexo, dieta, características personales, estilo de vida y condición de salud. La exposición al aluminio se produce principalmente por:  Exposición ambiental. El Al natural se encuentra en el suelo formando parte de la estructura química de los aluminosilicatos presentes en muchos minerales y rocas. Estos compuestos son muy estables y, por lo tanto, insolubles en el medio ambiente natural. La acción combinada de factores atmosféricos promueve cambios físicos y químicos que suscitan la ruptura de las rocas Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 102 superficiales. Así se originan minerales arcillosos que luego se transforman en óxidos e hidróxidos de aluminio, más solubles. Por otra parte, debe considerarse que, debido a la acción del hombre, el Al puede existir en altas concentraciones en los alrededores de los sitios donde se desechan residuos de ciertas industrias, refinerías, fundiciones, canteras y minas. Se ha calculado que un 70% de las tierras cultivables tienen suficiente acidez como para ocasionar problemas de toxicidad originada por la solubilización de Al. El polvo desprendido de los minerales y materiales rocosos es la fuente más grande de partículas portadoras de Al en la atmósfera. Por el contrario, las concentraciones en el agua natural no presentan variaciones importantes, con excepción de aquellas zonas en las que las lluvias ácidas modifican el pH de lagos y aguas subterráneas, provocando aumento en la concentración de Al. La lluvia ácida constituye un aporte significativo de aluminio al medio ambiente, jugando un papel importantísimo en el proceso de movilización del Al desde las rocas hasta la disolución del suelo (zonas vadosas). En términos de contaminación ambiental, es importante resaltar que, desechar una lata, significa generar un residuo por 500 años. En cambio, el proceso de reciclado del metal reduce en un 95% la contaminación ambiental generada durante su fabricación y requiere menos del 10% del consumo eléctrico necesario para obtener la misma cantidad de Al a partir de bauxita.  Exposición por la dieta. Es importante resaltar que el aluminio no es un nutriente. Aunque no es un metal pesado, es altamente tóxico para todos los seres vivos. El aluminio está difundido en nuestra agua, en la tierra, en el aire y por lo tanto en pequeñas cantidades, en nuestros alimentos también. Se cree que una persona promedio consume entre 3 y 10 miligramos de aluminio al día. En la actualidad, se sabe que el aluminio se absorbe y se acumula en nuestro cuerpo [137]. Un miligramo por cada kilo de masa corporal a la semana es la cantidad que los expertos de la EFSA (European Food Safety Authority) han establecido como "tolerable" para la ingesta de aluminio a través de la dieta. Tras una evaluación exhaustiva, han determinado un límite semanal en lugar de una ingesta diaria, y advierten de que en algunos casos este límite podría superarse. Así lo demuestran varios estudios realizados en países como Hungría, Alemania, Suecia o Italia, según los cuales los adultos podrían llegar a ingerir entre 0,2 y 1,5 miligramos por cada kilo de masa corporal, y los niños entre 0,7 y 2,3 miligramos [138]. Muchos vegetales incorporan aluminio del suelo en el que son cultivados. Cuando el pH del suelo es menor que 5, este metal es solubilizado en el agua y absorbido por las raíces de las plantas. El contenido de Al en los comestibles es altamente variable debido a su empleo generalizado no sólo en la manufactura sino también durante el almacenamiento en latas y envoltorios. Los alimentos que contribuyen en mayor proporción al aluminio dietario son cereales, quesos procesados y sal, ya que contienen compuestos de Al agregados como aditivos. Durante el procesamiento industrial de conservas de frutas y cerveza se agregan ciertas sales de Al, las que también son componentes habituales de polvos de hornear, conservantes, aditivos y agentes emulsionantes. La presencia de Al en el agua de bebida deriva de su fuente natural y de los métodos empleados para la potabilización que incluyen una etapa de clarificación química con aluminato de sodio, aluminato de amonio o sulfato de Al. La cantidad del metal que permanece en disolución en el agua de la red urbana depende no sólo de la concentración residual sino también de otras variables regionales como el pH y la coexistencia de otras sustancias. A pesar de que, en PARTE TEÓRICA 103 comparación con otras, esta fuente de exposición representa una pequeña proporción de la ingesta diaria de Al (aproximadamente 0.1 mg/L), la presencia de un porcentaje elevado de especies solubles del metal, de bajo peso molecular, químicamente reactivas y, posiblemente, más fácilmente absorbibles, sería responsable de la mayor disponibilidad del catión en ese medio. Esta misma indicación se puede hacer en referencia al agua reutilizada para el riego tras la depuración, si no se eliminan convenientemente los contenidos altos de aluminio, cuando se emplea procesos de coagulación química, este catión se incorpora al suelo agrícola y, de ahí, a las plantas, con lo que tendríamos al aluminio introducido en la cadena trófica. Este mismo problema se produciría en el medio hídrico si el aluminio se vehiculiza hacia los acuíferos de la zona. Los niveles de aluminio en el aire oscilan generalmente entre 0.005 y 0.18 μg de aluminio por metro cúbico de aire (0.005–0.18 μg/m3), dependiendo de la localidad, las condiciones climáticas y el nivel de actividad industrial en el área. La mayor parte del aluminio en el aire se encuentra en la forma de pequeñas partículas de polvo suspendidas en el aire. Los niveles de aluminio en áreas urbanas e industriales pueden ser más altos y pueden oscilar entre 0.4 y 8.0 μg/m3. En general, la cantidad de aluminio que se respira en un día es mucho menor que la que consume en los alimentos. La gente también se expone al aluminio en medicamentos tales como antiácidos y aspirina con cubierta entérica. Los antiácidos contienen entre 300 y 600 mg de hidróxido de aluminio (aproximadamente 104 a 208 mg de aluminio) en cada tableta o cápsula, o en cada 5 mililitros, en el caso de líquidos. La aspirina con cubierta entérica puede contener 10 a 20 mg de aluminio por tableta. Las fórmulas infantiles a base de soja contienen niveles de aluminio más altos que las fórmulas a base de leche de vaca o que la leche materna. En fórmulas a base de soja se han detectado concentraciones medias de aluminio entre 0.46 y 0.93 mg/L, mientras que en fórmulas a base de leche de vaca la concentración media oscilan entre 0.058 y 0.15 mg/L. En la leche materna, las concentraciones típicas de aluminio varían entre 0.0092 y 0.049 mg/L.  Exposición iatrogénica. En los pacientes en estado terminal de enfermedad renal, tanto la ingestión de compuestos de Al, prescriptos para contrarrestar la hiperfosfatemia, como la hemodiálisis utilizando agua con elevado contenido del metal, han sido asociadas con alteraciones óseas y con la aparición de signos de anemia y demencia. Si bien en la actualidad se tiende a disminuir la concentración de Al en los líquidos de diálisis a través del tratamiento del agua por ósmosis inversa, numerosos pacientes manifiestan aún síntomas de "demencia alumínica". Asimismo, el Al continúa siendo uno de los mayores agentes causantes de alteraciones óseas en estos pacientes. Por otra parte, el riesgo de toxicidad por Al no está limitado a los pacientes con enfermedad renal terminal, ya que otros pacientes con función renal normal, y aún individuos sanos, están expuestos al metal. El motivo principal de esta exposición se halla en el extenso uso del elemento en medicina, en la industria farmacéutica, en la elaboración de vacunas, disoluciones nutritivas, etc. Entre los medicamentos que contienen Al figuran antiácidos, aspirinas con regulador de pH, suplementos de calcio, productos antidiarreicos y antihemorroidales, muchos de ellos de venta Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 104 libre, los cuales son comúnmente usados y pueden contribuir a la severidad de la exposición al metal. Las vacunas que proveen inmunidad contra difteria, tétanos, hepatitis, rabia y ántrax contienen como adyuvante compuestos de aluminio. Como contaminante, el catión se encuentra, frecuentemente, en disoluciones intravenosas y parenterales. Las víctimas más vulnerables de la intoxicación aguda con el metal se hallan entre los neonatos prematuros alimentados por vía intravenosa y los pacientes que han sufrido graves quemaduras sometidos a nutrición parenteral. Aunque mucho se ha avanzado en la identificación del impacto del Al sobre la salud humana, lo concreto es que se desconocen los límites de seguridad para la ingestión oral o administración endovenosa de compuestos de Al, y la circunstancia más preocupante es que tampoco existen pautas indicativas del control del metal en las diferentes fuentes de exposición.  Exposición ocupacional. La exposición a Al es inevitable debido al incremento de su uso en la vida diaria y en las industrias. El riesgo es potencialmente mayor entre ciertos grupos ocupacionales como, por ejemplo, trabajadores de refinerías, fundiciones, canteras, minas, imprentas, concesionarias de automotores, estaciones de servicio y personal involucrado en la fabricación de productos metálicos. La exposición se produce en estos casos por el ingreso del metal a través de la piel o por inhalación de polvos, vapores y humos.  Otras fuentes de exposición. La exposición a Al también puede ser el resultado del uso de compuestos del metal en la manufactura de cosméticos y productos de higiene personal. El lactato de Al es utilizado en cremas dentales para dientes sensibles. El clorhidrato de Al, ampliamente usado en la composición de antitranspirantes, actúa suprimiendo el sudor por formación de un precipitado de hidróxido o desnaturalizando queratina en la capa córnea que rodea los ductos de las glándulas. 5.3. Efectos en el organismo debido a la exposición por aluminio (alteraciones patofisiológicas inducidas por aluminio). Debido a la abundancia natural del Al y a su creciente utilización, es prácticamente improbable no encontrar trazas de Al en alguna célula de un ser vivo. La biodisponibilidad del metal y, en consecuencia, su toxicidad, se ven influenciadas por la identidad química de la especie reactiva (dependiente del pH del medio) y por la capacidad de otros ligandos para interferir en la esfera de hidratación del ión metálico. El pH fisiológico del entorno celular de los mamíferos oscila levemente alrededor de 7,4. Por lo tanto, los conceptos de biodisponibilidad y toxicidad potencial del Al sólo tienen sentido a la luz del conocimiento del comportamiento químico del metal en soluciones acuosas neutras. En el medio extracelular, el Al forma complejos con especies de bajo peso molecular que poseen átomos de oxígeno donantes de electrones, entre ellas, citrato, hidróxido, fosfato, ADP y ATP. Estos ligandos mantienen en estado soluble al catión en suficiente cantidad y por el tiempo necesario para producir una respuesta tóxica, a nivel celular primero y en todo el organismo luego. En el caso particular de los seres humanos, dado el extraordinario incremento del uso del Al, es de esperar que la exposición al metal aumente a medida que se eleva el promedio de vida de la población. Debido a la creciente biodisponibilidad del metal y a sus efectos sobre los seres vivos (de los cuales sólo unos pocos han sido mostrados en este artículo), surge la necesidad de investigar los PARTE TEÓRICA 105 mecanismos por los cuales el Al es incorporado a diferentes células, modificando su metabolismo y morfología, así como también determinar cuáles son las especies del catión involucradas en tales acciones. Los estudios podrían revelar, en los próximos años, importantes interacciones de este elemento no esencial para el organismo con mecanismos de organización y funcionamiento celular, permitiendo así conformar un panorama más completo de la actividad del Al en los seres vivos. Mientras tanto, conviene evitar o disminuir al mínimo la exposición al metal. 5.3.1. Aluminio y sistema eritropoyético. Las primeras observaciones que permitieron asociar la sobrecarga de Al con el desarrollo de anemia fueron detectadas en pacientes con encefalopatía dialítica. La anemia fue inducida experimentalmente mediante la administración de compuestos de Al. Cuando ratas y ratones, sin carencia de hierro, fueron sobrecargados oralmente con citrato de Al de forma crónica, los animales mostraron inhibición del desarrollo de células progenitoras eritroides de médula ósea [139]. La observación de que el metal se deposita en el tejido óseo sustenta la hipótesis de un efecto citotóxico local lento sobre células progenitoras eritroides en su nicho habitual de la médula ósea. Los efectos perjudiciales del Al sobre el sistema eritropoyético trascienden su acción sobre las células inmaduras, manifestándose también en eritrocitos maduros de sangre periférica. Ya en 1929, se reportaron cambios morfológicos en glóbulos rojos de conejos que habían sido sobrecargados con el catión y, recientemente se ha observado por microscopía electrónica de barrido, las alteraciones inducidas por el metal en glóbulos rojos de ratas tratadas crónicamente, a las cuales se les administró citrato de Al en forma oral, así como en glóbulos rojos humanos sometidos a un proceso de envejecimiento in vitro en presencia de compuestos de Al [139] [140]. Ilustración 39. Morfología normal de los glóbulos rojos. Ilustración 40. Morfología de los glóbulos rojos “in vivo” sometidos a la acción del aluminio. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 106 En vista de las alteraciones hematológicas detectadas, se diseñaron experimentos para determinar los mecanismos mediante los cuales el metal ejerce su toxicidad, observándose una asociación entre alteraciones de la integridad de proteínas de la membrana eritrocitaria y la aparición de anomalías morfológicas [140]. Por otra parte, se ha demostrado que el Al, el cual comparte con el hierro la proteína de transporte transferrina, interfiere con los mecanismos celulares de captación de hierro y con la síntesis de hemoglobina [141] [142]. Ilustración 41. Captación de Fe por células de la línea eritroleucémica humana K562 en presencia de Al. Uno de los mecanismos por los cuales el Fe es incorporado a la célula es mediado por receptores específicos para transferrina (RTf, RTf2). Una vez en el citoplasma, el Fe2+ puede ser almacenado en la ferritina, ser utilizado para la síntesis de proteínas que lo contienen o formar parte de un pool regulatorio. Las proteínas IRP (iron regulatory protein) detectan el contenido celular de Fe y regulan la síntesis de proteínas involucradas en su metabolismo (RTf, ferritina) mediante su interacción con secuencias regulatorias IRE (iron responsive element) localizadas en los ARNm respectivos. Los complejos Tf-Al y Tf-Fe compiten por la unión a los RTf. Independientemente de que la Tf transporte Al o Fe, la afinidad de la unión a los RTf no se modifica. En consecuencia, la captación celular de Fe mediada por Tf disminuye en presencia de Al. Los resultados de diversos estudios sugieren que, una vez en el interior de la célula, el Al interferiría con mecanismos de utilización del Fe y/o de síntesis de hemoglobina. 5.3.2. Aluminio y sistema nervioso. Actualmente, se considera que el cerebro constituye un sitio importante de acumulación de Al, independientemente de la vía por la cual el mismo ingresa al organismo. Diversas manifestaciones neurológicas en el ser humano han sido atribuidas a la intoxicación por Al: pérdida de la memoria, temblores, depresión de la movilidad motora, pérdida de la curiosidad, ataxia y convulsiones generalizadas con estado epiléptico. Por esta razón, el Al es considerado un elemento neurotóxico. En niños pequeños, la neurotoxicidad se manifiesta por regresión de las aptitudes verbales y motoras. Numerosos estudios epidemiológicos y experimentales han sugerido una posible conexión entre la neurotoxicidad producida por Al y la patogénesis de la enfermedad de Alzheimer. Aunque esta relación todavía es motivo de controversia, no se puede ignorar la participación de la intoxicación alumínica en el desarrollo de severas manifestaciones neurológicas [143]. PARTE TEÓRICA 107 5.3.3. Aluminio y los líquidos de hemodiálisis. 5.3.3.1. Introducción. Aunque la toxicidad neurológica del aluminio ya se conocía desde antiguo, pues Kopeloff y cols en 1942 obtuvieron un síndrome epileptiforme al aplicar directamente hidróxido de aluminio en tejido cerebral [144] y Klatzo y cols desarrollaron en 1965 de forma progresiva una encefalopatía por inyección repetida subaracnoidea de sales de aluminio [145], no es hasta 1976 cuando se empieza a relacionar la presencia de una demencia en dializados con la existencia de acumulación de aluminio en el sistema nervioso central [146]. En efecto, fue Alfrey y cols quienes sugieren la hipótesis del origen de esta demencia a partir de unos estudios previos realizados por estos mismos autores en 1972 [147] y por Berlyne y cols dos años antes [148]. Alfrey y cols publicaron por primera vez en 1972 casos de demencia en dializados que fueron relacionados con los estudios de Berlyne sobre niveles séricos anormalmente elevados de pacientes que presentaban insuficiencia renal crónica y que de forma regular tomaban geles de aluminio para disminuir la hiperfosfatemia presente en estos enfermos. Igualmente y como un nuevo aporte a todos estos estudios Yates y cols en 1976 publicaron un estudio sobre degeneración neurofibrilar por cloruro de aluminio [149]. Así pues, en pacientes que presentan fallo renal crónico y que por tanto deben sufrir un tratamiento con hemodiálisis se observan niveles anormalmente elevados de aluminio en sangre y tejidos debido a que dichos pacientes están sometidos a un importante nivel de exposición a este metal principalmente debido a la ingestión de antiácidos que contienen aluminio con el fin de disminuir la absorción de fosfatos en el intestino y por ende la hiperfosfatemia, así como y de forma importante en los últimos años, la presencia de niveles de aluminio en el agua para hemodiálisis. Las tres alteraciones que hoy en día aparecen asociadas íntimamente a la toxicidad por aluminio en pacientes sometidos a hemodiálisis son demencia por diálisis, degeneración ósea y anemia [150] [151] [152] [153] [154] [155] [156] [157] [158]. La primera de ellas es la “demencia por diálisis”, también llamada “encefalopatía por diálisis” [159], y los pacientes que mueren por esta causa presentan con frecuencia niveles elevados de aluminio en tejido y cerebro. La segunda es una progresiva degeneración ósea conocida con el nombre de “enfermedad del hueso” [160]. Finalmente la tercera lesión observada más recientemente afecta a los glóbulos rojos y es una anemia microcítica que se observa en estos pacientes en presencia de cantidades adecuadas de hierro [160]. 5.3.3.2. Toxicidad por aluminio en hemodializados: demencia por diálisis. La demencia por diálisis o también encefalopatía por diálisis, es una alteración progresiva y normalmente mortal [147] [161] del sistema nervioso central que se presenta en personas dializadas Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 108 generalmente un mínimo de 2 años antes de aparecer los primeros síntomas [162] [163] y que se caracteriza por trastornos en el hablar, trastornos del conocimiento y del movimiento [151]. Aparece disartria que inicialmente puede mejorarse con inyecciones de diazepam aunque más tarde se vuelve rebelde también a este fármaco [151]. También aparecen cambios de la personalidad entre los que se incluyen psicosis que terminan en demencia, mioclonía y ataque focales [151]. El trastorno del habla se caracteriza por unos síntomas característicos como balbuceo y tartamudeo que aparecen relativamente pronto y se intensifican en el curso de la enfermedad [164]. La enfermedad suele ser fatal entre los 6 y 9 meses después de aparecer los primeros síntomas [150] [164]. Según Dennis L. Andress y Donald J. Sherrard en estudios realizados en pacientes con este tipo de demencia, el 90 % de ellos sufrió de trastornos del habla, en el 80 % apareció demencia, trastornos motores en el 75 % y convulsiones entre el 60 y 90 % [150]. El electroencefalograma muestra brotes multifocales de actividad delta con ondas de elevada amplitud en espiga, más prominentes en los lóbulos frontales [164] [165] [166]. Se producen cambios en la personalidad hasta que los pacientes terminan mudos e incapaces de realizar movimientos voluntarios [164]. Etiología de la demencia. En la actualidad parece bastante probado el origen del aluminio como causa de ciertas demencias. Se han observado niveles elevados de este metal en pacientes que presentaban diferentes patologías como encefalopatía hepática, enfermedad de Alzheimer, cáncer con diversas metástasis y demencia por diálisis [167] [168]. Merece la pena destacar aquí la confusión que en ocasiones se ha producido entre la demencia por diálisis y el mal de Alzheimer o dicho de otra manera, como si la encefalopatía provocada por exceso de aluminio en pacientes dializados produjera mal de Alzheimer. Sin embargo en la actualidad esto parece estar descartado teniendo en cuenta que si bien en la enfermedad de Alzheimer parece haber niveles elevados de aluminio en el sistema nervioso central [169] [170], los cambios neurofibrilares y las alteraciones bioquímicas son diferentes lo que indicaría una distinta metabolización del aluminio en las dos enfermedades. Igualmente las placas degenerativas que son comunes en la enfermedad de Alzheimer no se han observado en intoxicaciones experimentales de aluminio [169] [170]. El examen por microanálisis con rayos X de los cerebros de pacientes que fallecieron de encefalopatía por diálisis reveló concentraciones muy elevadas en los lisosomas, cosa que se encontró también en los cerebros de ratas inyectadas sistémicamente con cloruro de aluminio [171] [172]. PARTE TEÓRICA 109 Esto podría ser debido a que en esta enfermedad se vería dificultado el acceso del aluminio al núcleo celular o bien que este metal sería secuestrado rápidamente en compartimentos celulares como los lisosomas nombrados anteriormente, antes de que pudiera alcanzar el núcleo [173]. Por otra parte, diferentes estudios han demostrado que el contenido en aluminio de las fracciones nucleares y de cromatina de pacientes con enfermedad de Alzheimer eran mayores que los fallecidos por otros desórdenes incluyendo encefalopatía por diálisis [174] [175]. Además hay que indicar que el contenido de aluminio en el cerebro de personas muertas por demencia por diálisis es superior al contenido observado en enfermos de Alzheimer, si bien en este último caso el metal no se localiza principalmente en las neuronas sino más bien en las células gliales y en las paredes de los vasos sanguíneos [150] [176]. En resumen, el aluminio debe ser considerado neurotóxico para los mamíferos, se acumula en el cerebro de pacientes con enfermedad de Alzheimer y con demencia por diálisis aunque su localización parece ser diferente. Además el contenido en aluminio de pacientes con demencia por diálisis parece ser superior a la de los enfermos de Alzheimer. En general niveles por encima de 15 µg/Kg de peso de tejido cerebral seco suelen ser asociados con la encefalopatía por diálisis mientras que niveles por debajo de 5 µg/Kg se encuentran dentro de la normalidad [150]. Posibles mecanismos responsables de la demencia por diálisis. Hoy en día no parece existir ya dudas sobre la responsabilidad de la intoxicación alumínica en este tipo de demencia [177]. Se han postulado diversos mecanismos como causa de la toxicidad del aluminio en el sistema nervioso central. Ya Alfrey en 1980 publicó en una revisión de diversos trabajos de investigación que iones tales como el Mg2+, Cu2+ o Ca2+ eran desplazados por el Al3+ de diversos enzimas y de otras proteínas para la función cerebral y que quedaban así inactivadas [178]. Otra causa ya sugerida por Alfrey y cols en 1980 y descrita por Altmann y cols en 1987 es la inhibición por parte del aluminio de la enzima dihidropteridina reductasa [179] [180]. Esta es una enzima necesaria para el funcionamiento del cerebro debido a que es la responsable de que se alcancen en él las concentraciones adecuadas de tetrahidrobiopterina, sustancia necesaria para la síntesis de neurotransmisores como la tirosina y la acetilcolina. Altmann y cols encontraron que en pacientes sometidos a tratamiento de hemodiálisis los niveles de actividad de la dihidropteridina reductasa en eritrocitos eran menores que los valores esperados correlacionándolos con los niveles de aluminio en plasma. Aunque los niveles de actividad de la enzima en el cerebro no fueron estudiados, se sugirió que los altos niveles de aluminio en el cerebro deberían conducir a una disminución de la disponibilidad del enzima en dicho órgano. Sin embargo esto todavía se encuentra en discusión. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 116 Niveles de la association for the advancement of medical instrumentation (AAMI-USA) Los niveles máximos propuestos por esta asociación americana para el agua utilizada en hemodiálisis son: CONTAMINANTES Mg/L µg/mol Aluminio 0.010 0.37 Arsénico 0.050 0.70 Bario 0.100 0.70 Cadmio 0.010 0.09 Calcio 10 250.00 Cloraminas 0.100 2.00 Cloro 0.500 7.00 Magnesio 4.000 167.00 Nitratos 2.000 32.00 Plomo 0.050 0.24 Sulfato 100.000 1042.00 Tabla 16. Niveles máximos para el agua utilizada en hemodiálisis. El aluminio se resalta en negrita, con un nivel máximo admitido de 0.010 mg/L (10 µg/L o ppbs). Farmacopea americana 1990 (USP XXII) En la edición de esta farmacopea no figura la monografía del líquido concentrado de hemodiálisis ni el agua para diluirlo. Farmacopea americana 2000 (USP XXIV) En esta edición sí que figura una monografía del aluminio dentro del capítulo “Caracteres Generales, donde hace referencia a la determinación del metal por espectroscopía de absorción atómica en aquellas “sustancias destinadas a usarse en hemodiálisis”. No fija los límites e indica que las concentraciones de las disoluciones empleadas deberán ser las adecuadas para que sean adaptables al rango lineal o de trabajo del instrumento”. Farmacopea británica. Edición 1988. En esta edición de la Farmacopea Británica aparece la monografía de Soluciones Concentradas de Hemodiálisis donde no se cita nivel alguno de metales en cantidades trazas. Además figura un Anexo bajo el título “Water for diluting concentrated haemodialysis solutions” donde aunque se indica que se debe prestar particular atención a la posible presencia en el agua de residuos y elementos en cantidades trazas, no aparece ningún nivel máximo admitido. Entre estos elementos se citan especialmente el aluminio, mercurio, estaño, zinc, fluoruros, fosfatos y sulfatos. Igualmente se especifica que será también deseable que el agua esté libre de cloro y ozono. PARTE TEÓRICA 117 Sin embargo, se admite que en el caso de que no se disponga de agua recientemente destilada o purificada, podrá utilizarse agua potable en la que se prestará especial atención a los posibles elementos presentes en cantidades trazas. Merece la pena destacar este aspecto, pues los niveles máximos admitidos para aquellos elementos habitualmente presentes en muy pequeñas cantidades como pueda ser el aluminio, aunque para el consumo de bebida habitual no presentan ningún peligro, son muy elevados frente a las características de calidad que se exigen hoy en día para los concentrados de hemodiálisis y para el agua empleada en su dilución. En efecto, en la legislación española [218] se especifica como Nivel Guía para el aluminio en aguas potables de consumo público 50 ppbs y como concentración máxima admisible 200 ppbs. Es decir, 5 y 20 veces respectivamente la cantidad máxima que actualmente se admite como contenido máximo de aluminio en el agua para diluir soluciones concentradas de hemodiálisis y cuyo valor máximo admitido es de 10 ppbs. Farmacopea británica. Edición 1993. En esta edición ya se refleja el problema de la intoxicación alumínica por diálisis pues en las monografías de ese año acerca de las soluciones concentradas de hemodiálisis y del agua precisa para su dilución, se recogen niveles máximos admisibles. Así pues, la cantidad máxima de aluminio admitida en los concentrados de hemodiálisis es de 100 ppbs, mientras que en el agua para diluir estos concentrados se especifican 10 ppbs, cosa lógica teniendo en cuenta que la proporción de este agua en los tratamientos de hemodiálisis es muy superior a la del concentrado. En el addendum de 1995, aparecen nuevas monografías para los líquidos concentrados y para el agua para hemodiálisis, pero en ambas los niveles máximos admitidos son los mismos que en 1993. Farmacopea francesa 10ª edición. La última monografía referente al líquido para hemodiálisis es de 1989 y en ella se fijan los niveles máximos de aluminio en estos preparados, que no deberán exceder de 100 ppbs. En el caso del agua para diluir soluciones concentradas de hemodiálisis, debemos decir que hasta el suplemento de enero de 1989, los niveles máximos fijados de aluminio eran de 30 ppbs, sin embargo en la revisión de enero de 1993 los niveles se reducen a 10 ppbs igualándose al resto de las farmacopeas que estamos comentando. Farmacopea europea 2ª edición. Esta farmacopea incluye tanto en su edición de 1988 como en su revisión de 1991 una monografía de “Solutiones Ad Haemodialysum” en donde se hace referencia a que el agua para diluir las disoluciones concentradas deberá ser “agua de calidad apropiada”. Generalidades: Modelo Animal y Fundamentos sobre los Biomateriales y la Biocompatibilidad 118 Sin embargo, al describir las características que deben reunir las disoluciones concentradas para hemodiálisis, no figura el aluminio ni ningún otro metal traza y por tanto no designa niveles máximos admitidos de este elemento en estas preparaciones. Por el contrario, en la monografía de “Agua para diluir disoluciones concentradas para hemodiálisis” aparecida en esta farmacopea en su revisión de 1992, sí se fija ya un nivel máximo de aluminio y de otros metales y no metales que pudieran estar presentes en este agua, así como ensayos específicos para todos ellos. En el caso del aluminio, esta cantidad máxima admitida es de 10 ppbs que es el nivel que actualmente se exige en el agua empleada tanto para preparar los concentrados como para diluirlos. Farmacopea europea 3ª edición. En la Farmacopea Europea 3ª Edición (1997), aparece una modificación de la monografía“Solutiones Ad Haemodialysum” de 1992, donde ya se indica que el nivel máximo de aluminio admitido para estas disoluciones concentradas es de 100 ppbs. La monografía correspondiente al Agua Para Diluir Líquidos Concentrados De Hemodiálisis, fija los mismos límites (10 ppbs) que en la 2ª Edición. Finalmente indicar que en la monografía “Soluciones para Hemofiltración” presente en la BP 93 y en la Farmacopea Europea 3ª Edición (1997), el límite máximo admitido de aluminio es de 10 ppbs. Real farmacopea española 1997. En esta Farmacopea, la monografía 0128 (pag. 1064) Disoluciones Concentradas para Hemodiálisis, fija un nivel máximo de 100 ppbs (100µg/mL) y en la monografía 1167 (pag. 375) Agua para Dilución de Disoluciones Concentradas para Hemodiálisis, el nivel máximo admitido de aluminio es de 10 ppbs. En el Suplemento 2000 de esta Farmacopea, el nivel máximo fijado para el aluminio en las revisiones de ambas monografías es el mismo, 100 ppbs para las Disoluciones Concentradas para Hemodiálisis (pag. 2051 del Suplemento) y 10 ppbs para el Agua para Dilución de Disoluciones Concentradas para Hemodiálisis (pag. 1896 del Suplemento). PARTE TEÓRICA 119 CAPÍTULO 6 Bibliografía 1. 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TÉCNICAS APLICADAS ............................................................................................................... 173 CAPÍTULO 10. BIBLIOGRAFÍA ......................................................................................................................... 267 PARTE EXPERIMENTAL PARTE EXPERIMENTAL 135 Índice Parte Experimental CAPÍTULO 7. EQUIPOS Y ÚTILES DE LABORATORIO .................................................................................. 141 7.1. INTRODUCCIÓN. ................................................................................................................................. 141 7.2. SIERRA LINEAL DE PRECISIÓN. ................................................................................................................ 141 7.3. PRENSA METALOGRÁFICA (EMPASTILLADORA)-RESINA. .............................................................................. 142 7.4. PULIDORA-ESMERILADORA METALOGRÁFICA. .......................................................................................... 143 7.5. MICROSCOPIO METALOGRÁFICO. ........................................................................................................... 143 7.6. BALANZAS. ........................................................................................................................................ 144 7.7. ESTUFAS. .......................................................................................................................................... 145 7.8. EQUIPO DE ULTRASONIDO. ................................................................................................................... 147 7.9. PLACA ELÉCTRICA. .............................................................................................................................. 148 7.10. EQUIPO DE ABSORCIÓN ATÓMICA. ........................................................................................................ 149 7.10.1. Especificaciones técnicas de la cámara de grafito, GTA-120. ............................................... 150 7.10.2. Características de la lámpara de cátodo hueco de aluminio. ............................................... 151 7.10.3. Características del software SpectrAA worksheet. ............................................................... 151 7.11. MICROSCOPIO ELECTRÓNICO DE BARRIDO (SCANNING ELECTRON MICROSCOPE, SEM). .................................. 152 7.12. MÁQUINA DE DIFRACCIÓN DE RAYOS X. .................................................................................................. 152 7.13. SOPORTE INFORMÁTICO. ..................................................................................................................... 153 CAPÍTULO 8. MÉTODO DE TRABAJO ........................................................................................................ 155 8.1. INTRODUCCIÓN. ................................................................................................................................. 155 8.2. ELECCIÓN DE UN MODELO ANIMAL Y ESTUDIO BIOMECÁNICO. ..................................................................... 156 8.3. DISEÑO DE UN PROTOCOLO DE IMPLANTACIÓN, SEGUIMIENTO Y RESCATE. ..................................................... 159 8.4. DISEÑO MECÁNICO DE LOS ELEMENTOS PROTÉSICOS A IMPLANTAR. .............................................................. 160 8.5. FABRICACIÓN DE LOS IMPLANTES. .......................................................................................................... 162 8.6. DESCRIPCIÓN DE PROCESO DE IMPLANTACIÓN. ......................................................................................... 165 8.7. RESCATE DEL MATERIAL PROTÉSICO. ....................................................................................................... 171 CAPÍTULO 9. TÉCNICAS APLICADAS .......................................................................................................... 173 9.1. GENERALIDADES. ................................................................................................................................ 173 9.2. CONDICIONES DE TRABAJO. .................................................................................................................. 175 9.2.1. Selección de las muestras. .................................................................................................... 176 9.2.2. Preparación de las muestras. ................................................................................................ 177 9.3. DESARROLLO DEL MÉTODO DE TRABAJO. ................................................................................................. 178 9.3.1. Corte de las muestras............................................................................................................ 179 9.3.2. Montaje de las muestras en resina. ..................................................................................... 180 9.3.3. Lijado. .................................................................................................................................... 181 9.3.4. Pulido. ................................................................................................................................... 182 9.3.5. Defectos de preparación. ...................................................................................................... 184 9.4. ANÁLISIS METALOGRÁFICOS. MÉTODO DE ABSORCIÓN ATÓMICA. ................................................................. 189 9.4.1. Generalidades. ...................................................................................................................... 189 9.4.2. Breve historia. ....................................................................................................................... 190 9.4.3. Descripción y principios en los que se basa. .......................................................................... 191 9.4.4. Fundamentos teóricos. .......................................................................................................... 195 Equipos, Útiles de Laboratorio y Técnicas Aplicadas 136 9.4.5. Instrumentación. .................................................................................................................. 197 9.4.6. Aplicaciones. ......................................................................................................................... 202 9.4.7. Interferencias........................................................................................................................ 205 9.5. DETERMINACIÓN DE LOS NIVELES DE ALUMINIO EN LAS MUESTRAS. .............................................................. 208 9.5.1. El aluminio en los sistemas biológicos. ................................................................................. 208 9.5.2. Procedimientos para la medida directa del contenido de aluminio. .................................... 209 9.5.3. Método analítico para la medida del contenido de Al en fluidos biológicos (minipig). ........ 217 9.6. ESTUDIOS HISTOLÓGICOS. MÉTODO DEL MICROSCOPIO ELECTRÓNICO DE BARRIDO (SEM). .............................. 228 9.6.1. Generalidades. ...................................................................................................................... 228 9.6.2. Breve historia. ....................................................................................................................... 229 9.6.3. Descripción y principios en los que se basa (SEM). ............................................................... 236 9.6.4. Características del microscopio electrónico de barrido (SEM). ............................................ 247 9.6.5. Instrumentación. .................................................................................................................. 248 9.6.6. Evolución del microscopio electrónico de barrido (SEM). ..................................................... 249 9.6.7. Aplicaciones. ......................................................................................................................... 252 9.7. DETERMINACIÓN DE LAS CARACTERÍSTICAS MORFOLÓGICAS Y TOPOGRÁFICAS DE LAS MUESTRAS ........................ 255 9.7.1. Introducción. ......................................................................................................................... 255 9.7.2. Métodos de estudio de los tejidos biológicos. ...................................................................... 255 9.7.3. Técnicas de preparación de muestras para observarlas al microscopio. ............................. 261 9.7.4. Procedimiento para determinar características morf. y topog. de las muestras. ............... 263 CAPÍTULO 10. BIBLIOGRAFÍA ................................................................................................................... 267 Índice de Ilustraciones Ilustración 1. Sierra lineal de precisión utilizada en el laboratorio Buehler. ............................................ 141 Ilustración 2. Máquina empastilladora. ................................................................................................. 142 Ilustración 3. Calefactor, Refrigerador, Cilindros de montaje y termómetro ........................................... 142 Ilustración 4. Esmeriladora metalográfica. ............................................................................................. 143 Ilustración 5. Microscopio metalográfico utilizado y la cámara incorporada........................................... 143 Ilustración 6. Balanza de precisión utilizada en el laboratorio. ............................................................... 144 Ilustración 7. Balanza analítica modelo COBOS XT 220A. ........................................................................ 145 Ilustración 8. Estufa digital de secado y esterilización modelo RAYPA DRYING OVEN DIGIT, DOD-20. .... 146 Ilustración 9. Estufa para cultivos de sobremesa, modelo SELECTA INCUBAT ANALÓGICA 2000206. ...... 147 Ilustración 10. Equipo para realizar baños por ultrasonidos RAYPA UCI-200........................................... 148 Ilustración 11. Placa eléctrica modelo SALCO SKP-11 ............................................................................. 149 Ilustración 12. Espectrofotómetro de absorción atómica VARIAN AA-240Z ............................................ 149 Ilustración 13. Microscopio electrónico de barrido HITACHI S4800 de cátodo frío. ................................. 152 Ilustración 14. Articulaciones: humano, cabra, oveja, cerdo, perro, conejo, rata y ratón. ....................... 157 Ilustración 15. Esqueleto de un cerdo. .................................................................................................... 157 Ilustración 16. Rodilla de un cerdo. ......................................................................................................... 158 Ilustración 17. Anatomía extremidad trasera porcina. ............................................................................ 158 Ilustración 18. Situación de la placa en una cabeza tibial porcina. .......................................................... 158 Ilustración 19. TAC de una cabeza tibial de cerdo y dibujo aproximado del área de trabajo de la placa. 161 Ilustración 20. Diseño de la placa tibial. .................................................................................................. 161 Ilustración 21. Montaje de la placa implantada sobre una TAC de minipig. ........................................... 161 Ilustración 22. Placa tibial recortada. ...................................................................................................... 162 PARTE EXPERIMENTAL 137 Ilustración 23. Corte del lingote en bloques y mecanizado de una cara. ..................................................162 Ilustración 24. Primera fase terminada y mecanizado de la segunda cara. ..............................................162 Ilustración 25. Mecanizado del espesor de la aleta y de la zona de sujeción al hueso ..............................163 Ilustración 26. Dando la forma final a la aleta. ........................................................................................163 Ilustración 27. Acabado superficial: Pulido y vibradora. ..........................................................................163 Ilustración 28. Acabado superficial: baño de ultrasonidos. ......................................................................164 Ilustración 29. Placas terminadas. ...........................................................................................................164 Ilustración 30. Comparación de ambas placas tibiales. ............................................................................164 Ilustración 31. Placa tibial recortada. ......................................................................................................164 Ilustración 32. Instrumental de apoyo a las intervenciones. Retractor. ...................................................165 Ilustración 33. Posición de la meseta tibial y el lugar de implantación.....................................................166 Ilustración 34. Incisión en la cabeza tibial mediante sierra oscilante. Colocación de la placa. ..................166 Ilustración 35. Taladrado de los agujeros para los tornillos y colocación de los tornillos de esponjosa....166 Ilustración 36. Identificación del animal. .................................................................................................167 Ilustración 37. Colocación de vías intravenosas para la administración de sedación. ..............................168 Ilustración 38. Intubación para administración de anestesia inhalatoria. ................................................168 Ilustración 39. Monitorización de las constantes vitales del animal. ........................................................168 Ilustración 40. Preparación del animal para la intervención. Afeitado y limpieza. ...................................168 Ilustración 41. Instrumental quirúrgico e implante (placa tibial). ............................................................169 Ilustración 42. Localización de la zona de la meseta tibial donde se va a implantar la placa. ..................169 Ilustración 43. Incisión en la cabeza tibial mediante sierra oscilante. Colocación de la placa. .................169 Ilustración 44. Taladrado de agujeros y colocación de los tornillos de fijación del implante. ...................170 Ilustración 45. Proceso de sutura de la herida y vendaje. ........................................................................170 Ilustración 46. Colocación de parche de antibiótico. ................................................................................170 Ilustración 47. Radiografía posterior a la intervención para asegurar la buena implantación. .................170 Ilustración 48. Recuperación de implantes. .............................................................................................171 Ilustración 49. Plan de cortes en el modelo virtual. .................................................................................172 Ilustración 50. Cortes virtuales. ...............................................................................................................172 Ilustración 51. Resina de montaje, Struers. .............................................................................................180 Ilustración 52. Papel abrasivo preparado para el lijado en el taller..........................................................182 Ilustración 53. Pulidora/Lijadora automática del laboratorio, Struers. ....................................................183 Ilustración 54. Aum 200 x. Rayas producidas tras el pulido fino. Metalog guide Struers. .........................185 Ilustración 55. Aum 200x. Líneas de deformación afiladas. Metalog guide Struers. ..............................185 Ilustración 56. Aum 500x. Inclusiones arrancadas. ..................................................................................186 Ilustración 57. Aum 100 x. Separación entre la resina y la muestra. Metalog guide Struers. ...................186 Ilustración 58. Aum 500 x. Superaleación después de 5 minutos de pulido. Metalog guide Struers.........187 Ilustración 59. Aum 200x. Colas de cometa. Metalog guide Struers. ........................................................187 Ilustración 60. Aum 200x. Partículas de cobre retenidas entre la matriz de aluminio, .............................188 Ilustración 61. Defecto superficial en una muestra de Ag-Pd. 600x..........................................................188 Ilustración 62. Defectos superficiales en una muestra de Ag-Pd tras el lapeado 600x. ............................188 Ilustración 63. Esquema de funcionamiento del FAAS. ............................................................................191 Ilustración 64. Esquema funcional del GFAAS. .........................................................................................192 Ilustración 65.Esquema funcional del ICP. ...............................................................................................192 Ilustración 66. Esquema funcional del ICP de masa. ................................................................................193 Ilustración 67. Tabla periódica que muestra las técnicas a usar para cada elemento. ..............................193 Ilustración 68. Componentes básicos de un equipo de absorción atómica. .............................................197 Ilustración 69. Proceso de Atomización. ..................................................................................................200 Equipos, Útiles de Laboratorio y Técnicas Aplicadas 138 Ilustración 70. Proceso de congelación de las muestras. ......................................................................... 219 Ilustración 71. Detalle de todos los tipos de muestras tomados ............................................................ 219 Ilustración 72. Proceso de descongelación en cámara a 4 ºC. ................................................................. 220 Ilustración 73. Proceso de triturado de la muestra. ................................................................................ 220 Ilustración 74. Proceso de tarado del recipiente. .................................................................................... 220 Ilustración 75. Proceso de tarado de la muestra. .................................................................................... 221 Ilustración 76. Proceso de secado de la muestra. ................................................................................... 221 Ilustración 77. Muestras después del proceso de secado. ....................................................................... 221 Ilustración 78. Proceso de tarado de la muestra seca. ............................................................................ 222 Ilustración 79. Preparación de la disolución, ultrasonidos y calentamiento en placa eléctrica. ............... 222 Ilustración 80. Proceso de enrasado de la disolución en un matraz de 50 ml. ......................................... 222 Ilustración 81. Espectrofotómetro Varian AA 240Z con horno de grafito GTA-120 y PSD-120. ................ 223 Ilustración 82. Lámpara de cátodo hueco de aluminio. ........................................................................... 224 Ilustración 83. Posiciones en el inyector automático PSD-120. ............................................................... 224 Ilustración 84. Características del patrón de aluminio. ........................................................................... 225 Ilustración 85. Recipiente donde se realizan las limpiezas automáticas e inyector, respectivamente. .... 225 Ilustración 86. Proceso de inyección de muestras con el inyector automático PSD-120. ......................... 226 Ilustración 87. Esquema básico de un microscopio electrónico de barrido. ............................................ 238 Ilustración 88. Microscopio electrónico de barrido, SEM. ....................................................................... 238 Ilustración 89. Esquema básico de la obtención de la imagen en un SEM. .............................................. 239 Ilustración 90. Esquema general del efecto del haz de electrones s ........................................................ 241 Ilustración 91. Microscopio óptico de campo brillante. .......................................................................... 257 Ilustración 92. Microscopio electrónico de transmisión. ......................................................................... 259 Ilustración 93. Muestras de porción ósea con implantes. ....................................................................... 264 Ilustración 94. Muestras empastilladas de porción ósea con implantes. ................................................. 265 Índice de Tablas Tabla 1. Animal Models used in the assessment of cartilage repair. ....................................................... 156 Tabla 2. Planificación de las intervenciones y el rescate de los implantes en los minipigs. ..................... 160 Tabla 3. Límites de detección (mg/L) de llama y horno de grafito. .......................................................... 204 Tabla 4. Modificadores de matrices potenciales para EAAE. ................................................................... 207 Tabla 5. Concentraciones de Al en plasma o suero de sujetos no laboralmente expuestos. ................... 218 Tabla 6. Programa de temperatura del horno de grafito. ........................................................................ 224 Tabla 7. Ejemplo de una curva de calibrado para una muestra concreta. ............................................... 226 Tabla 8. Comparativa entre el microscopio óptico y el electrónico. ........................................................ 240 Índice de Ecuaciones Ecuación 1. Ecuación de Planck. .................................................................................... 195 Dn = Bij/2p Ecuación 2 ........................................................................................................................... 196 Ecuación 3 ................................................................................................................ 196 PARTE EXPERIMENTAL 139 Ecuación 4 ..........................................................................................................197 Ecuación 5 ...................................................................................................199 Al2O3 (s/l) + 1.5 AlC2 (g) → 3,5 Al (g) + 3 CO Ecuación 6 ............................................................................212 AlC2 (g) + 2 AlO (g) → 3 Al (g) + 2CO Ecuación 7 ........................................................................................212 Al (g) + 2 C(s) → AlC2 (g) Ecuación 8 ........................................................................................................212 2Al (g) + O2 → 2 AlO (g) Ecuación 9 ..........................................................................................................213 Al2O3 (s/l) + Al2C (g) → 2 Al2O (g) + CO Ecuación 10 ..................................................................................213 Al2O (g) + 2 C(s) → Al2O (g) + 2CO Ecuación 11 .........................................................................................213 Al2O3(s/l) + 2 C(s) → Al2O (g) + 2 CO Ecuación 12 .....................................................................................213 2 Al2O3 (s) + 3 C(s) → Al4O4C(s) + 2 CO (g) Ecuación 13 ...........................................................................214 Al4O4C(s) + 6 C(s) → Al4C3(s) + 4 CO (g) Ecuación 14 .................................................................................214 2 Al2O3 (s) + 9 C(s) → Al4C3(s/l) + 6 CO (g) Ecuación 15 .............................................................................214 Al4C3 (g) → 4 Al (g) + 3 C (s) Ecuación 16 ...................................................................................................215 Al2O3 (s) + 4 Al (g) → 3 Al2O (g) Ecuación 17 .............................................................................................215 Al2O3(s) + Al (g) → 3 AlO (g) Ecuación 18 ..................................................................................................215 3 Al2O (g) + 3 C(s) → 6 Al (g) + 3 CO (g) Ecuación 19 .................................................................................215 Ecuación 20 ............................................................................................................................230 Ecuación 21 ......................................................................................................................236 Ecuación 22 ........................................236 Ecuación 23 ...........................................................................................................................237 PARTE EXPERIMENTAL 141 CAPÍTULO 7 Equipos y Útiles de Laboratorio 7.1. Introducción. Para la realización de esta Tesis Doctoral se han utilizado una serie de equipos y aparatos ubicados en su mayor parte en el laboratorio y taller de materiales del Departamento de Ingeniería Mecánica de la Universidad de Las Palmas de Gran Canaria. Para la realización de algunos ensayos como la microscopía electrónica de barrido, la difracción de rayos X y la absorción atómica se han utilizado máquinas externas a este departamento (Centro de Ingeniería Avanzada de Superficies, Asociación de la Industria Navarra AIN, Pamplona). 7.2. Sierra lineal de precisión. La sierra lineal de precisión de la firma BUEHLER, modelo ISOMET®4000 es una sierra lineal automática de uso fácil que incluye el sistema SMART CUT de ajuste automático de la velocidad de avance, que permite realizar cortes consistentes, de calidad y evitar daños a la máquina y a la muestra. Un sistema de posicionamiento de muestras de 2 µm permite realizar aplicaciones de precisión y posibilita el corte de muestras delicadas sin peligro de deformación. Ilustración 1. Sierra lineal de precisión utilizada en el laboratorio Buehler. Equipos, Útiles de Laboratorio y Técnicas Aplicadas 142 La máquina consta de un mandril de sujeción con sus correspondientes bridas, unas mordazas adaptables a las piezas de corte y una serie de accesorios adicionales indispensables para realizar la función; tanto los discos de corte, el refrigerante y el goniómetro de precisión son accesorios externos al montaje principal de la máquina. 7.3. Prensa metalográfica (empastilladora)-Resina. La empastilladora de la firma Metalograf, modelo Metalopres-I, es un aparato del tipo de moldeo cerrado en caliente, con las siguientes características:  Posee amplia base con puentes de trabajo deslizante sobre robustas columnas y mandado por bomba hidráulica de empuje manual, cuya presión máxima es 400 kg/cm2. Ilustración 2. Máquina empastilladora.  Posee amplia base con puentes de trabajo deslizante sobre robustas columnas y mandado por bomba hidráulica de empuje manual, cuya presión máxima es 400 kg/cm2.  La cabeza del aparato, de robusto diseño, lleva incorporada, el eyector de molde, el husillo desplazable de ajuste de altura de moldeo, los cáncamos de sujeción de horno y el equipo de medición de temperatura.  El equipo de calefacción es de calentamiento extra-rápido, llevando incorporado una resistencia intercambiable monobloc de 400W a 220V, alcanzando una temperatura máxima de 200oC.  El equipo de moldeo está compuesto por un molde completo para obtener pastilla de 30 y 25 mm de diámetro. Construido de acero indeformable con posterior rectificado y lapeado de las superficies de contacto con unas tolerancias muy estrechas y consta del cilindro, cámara y pistón.  El equipo de refrigeración es de aleación ligera con aletas y gran superficie refrigeradora para la evacuación del calor. Ilustración 3. Calefactor, Refrigerador, Cilindros de montaje y termómetro utilizado en la prensa del laboratorio. PARTE EXPERIMENTAL 143 7.4. Pulidora-Esmeriladora Metalográfica. La pulidora Micropol II de la firma Metalograf, presenta las siguientes características:  Dos velocidades de esmerilado/pulido a 200 y 400 r.p.m.  Motor trifásico de 0.65 HP a 380 tropicalizado.  Trasmisión de velocidad por unidades autónomas de motorreducción por engranajes con sus correspondientes equipos eléctricos.  Equipos hidráulicos compuestos de llave de regulación para la toma de difusión o servicio del aparato, con drenaje y conducción a la parte posterior.  Aparato pintado en esmalte acrílico de secado a alta temperatura y elementos mecánicos y móviles protegidos con tratamiento de níquel químico. Ilustración 4. Esmeriladora metalográfica. 7.5. Microscopio metalográfico. El microscopio metalográfico es de la marca Olympus Japan, modelo PME3-ADL 3.3x/10x, con esta entrada de 220/240 V en corriente alterna, 50/60 Hz, 0.32/0.29 A, y con salida de 12 V a 50W. Lleva incorporada una cámara de la marca ELMO color CCD TV Cámara, modelo TPC5502EX. Ilustración 5. Microscopio metalográfico utilizado y la cámara incorporada. Este microscopio y la cámara que lleva acoplada, tienen como principales características las siguientes: Equipos, Útiles de Laboratorio y Técnicas Aplicadas 150 Presenta un diseño de Zona de Temperatura Constante (CTZ) que se logra a partir de un cuidadoso desarrollo de la fuente de la cámara de grafito, GTA-120 que se ajusta a la baja masa y calentamiento por los extremos de los tubos de grafito. Esto proporciona un calentamiento rápido y homogéneo, para un rendimiento inigualable y bajos efectos de memoria. El GTA 120 CTZ proporciona diversos beneficios analíticos tales como:  Excelentes Límites de Detección.  Vida útil extendida de los tubos de grafito.  Efectos de memoria reducidos. El muestreador automático PSD-120 proporciona capacidad para hasta 50 muestras en viales descartables de 2 mL, más 5 viales centrales de 10 mL para el blanco, estándar, y modificadores químicos. Prepara automáticamente hasta 10 puntos de curva a partir de un estándar de partida con adición de hasta 3 modificadores químicos. Proporciona reducción automática de volumen para las muestras que salen del rango, inyecciones múltiples para concentración de la muestra, e inyección en caliente para un análisis rápido por horno. Está provisto de viales de 2 mL para las muestras, un recipiente para enjuague de 1 L, carrusel de muestras, cubierta para muestras, 5 recipientes de 10 mL para soluciones estándares, modificadores de matriz, controles de calidad, blancos y adiciones. 7.10.1. Especificaciones técnicas de la cámara de grafito, GTA-120. La cámara de grafito GTA-120 consta de una unidad de control y la cámara de grafito propiamente dicha. Presenta las siguientes características técnicas:  Suministro de energía.  Tensión: 240 v.  Frecuencia: 50-60 Hz ± 1Hz.  Consumo normal: 130 VA.  Conexiones eléctricas: Europe Kaiser CEBEC 616 VDE (cumple con DIN 49441R2). 25 pin D-range type (para el dispensador automático) localizado en el compartimento IEEE-488 en la trasera del equipo. Conexión CPC 14 para la cámara de grafito.  Fusibles. T16AH 250V, IEC 127 sheet 5, 5 x 20 mm T16AL 250V, IEC 127 sheet 3, 5 x 20 mm T2.5AL 250V, IEC 127 sheet 3, 5 x 20 mm 15 A long delayed action circuit breaker with a thermal cutout.  Suministro de gas. El gas usado es Argón con un 99,99% de pureza. Las condiciones de trabajo del gas son las siguientes:  Presión recomendada: 140 kPa.  Presión máxima de 350 kPa.  Condiciones normales del flujo: 0 – 3.5 L/min.  Conexión del gas: 6 mm (1/4") barb. PARTE EXPERIMENTAL 151  Suministro de agua.  Temperatura máxima: 40 °C.  Rango de temperatura recomendado: 10–20 °C.  Tasa de flujo mínima requerida 20 °C: 15 L/min.  Tasa de flujo recomendada: 15–2.0 L/min.  Rango de presión recomendado para la unidad de control: 175–200 kPa.  Presión máxima en la unidad de control: 210 kPa.  Presión máxima en el regulador: 700 kPa.  Typically removes 950 W of heat at 20 °C.  Las conexiones de agua son de 6 mm (1/4") barb, tanto las conexiones de entrada como las de salida.  Peso: 37 kg.  Dimensiones Unidad de control: 240 x 560 x 580 mm. Cámara: 150 x 150 x 340 mm. Paquete completo: 760 x 950 x 870 mm (incluido el inyector).  La plataforma que incorpora el tubo de grafito fue suministrada con el equipo (referencia Varian 63-100011-00 y 4090-20).  Modelo del sistema de refrigeración es de la empresa Gmbh (Van der Heijden Laboctechnik ). 7.10.2. Características de la lámpara de cátodo hueco de aluminio. Para la determinación de la concentración de aluminio en las muestras se empleó una lámpara de cátodo hueco de aluminio con las características siguientes:  Longitud de onda, λ: 309,3 nm.  Ranura o slit: 0.5 nm.  Corriente recomendada, I: 10 mA.  Corriente máxima, I: 15 mA. 7.10.3. Características del software SpectrAA worksheet. El software SpectrAA Worksheet trabaja con el sistema operativo Windows® XP y se caracteriza por un diseño innovador, donde todos los instrumentos de control, resultados de las muestras, gráfico de señales, etc., son accesibles desde una única ventana. La versión de este software con la que se han analizado las muestras es la 5.01 Pro, que presenta las siguientes características:  Hoja de trabajo basada en la operación y el control.  Controles de calidad básicos con 10 ensayos de control de calidad para la llama, el vapor, la cámara de absorción atómica, incluyendo los ensayos de control de calidad para el blanco, los patrones, control de muestras, duplicado, precisión, coeficiente de correlación y ensayos de límites de detección.  Simultaneidad de operaciones con un solo ordenador.  Operaciones secuenciales rápidas, determinación de multielementos. Equipos, Útiles de Laboratorio y Técnicas Aplicadas 152  Correcciones internas de la llama, cuando opera en el modo Fast Sequential, mejorando la precisión y la exactitud.  Operaciones avanzadas de control de calidad.  Método de edición sencillo (modificación de parámetros,…).  Variedad de resultados.  Información sencilla.  Etiquetado de muestras.  Seguimiento del proceso. 7.11. Microscopio Electrónico de Barrido (Scanning Electron Microscope, SEM). En lo que respecta a la caracterización del material se empleó un microscopio electrónico de barrido HITACHI S4800 de cátodo frío, con emisión de campo y con capacidad de resolución de estructuras de hasta 3 nanómetros, con detector de electrones secundarios y conversor de retrodispersadoress inlens. También está equipado con sistemas de análisis por microsonda (EDX) y de resolución de estructuras cristalinas superficiales (EBSD). El microscopio electrónico de barrido, tiene altas prestaciones y permite trabajar en tres modos: alto vacío, bajo vacío y presión ambiental (ESEM) hasta 2667 Pa. El tamaño de la cámara de muestra de este equipo permite introducir muestras de hasta 280mm de diámetro y dispone de monitorización de cinco ejes. Posee una resolución de 3,5nm en todos los modos de trabajo. Ilustración 13. Microscopio electrónico de barrido HITACHI S4800 de cátodo frío. 7.12. Máquina de difracción de rayos X. Para la resolución de estructuras cristalinas se utiliza la máquina asociada al microscopio electrónico de barrido HITACHI S4800, equipado con un sistema de análisis por EDX (Detector de electrones retrodispersados). El esquema general del equipo consta de las siguientes partes:  Depósito de nitrógeno líquido.  Dedo frío. PARTE EXPERIMENTAL 153  Cámara.  Tapa de apertura de objetivo móvil.  Varilla de extracción de la muestra.  Detector de electrones secundarios (Upper).  Pantalla de televisión.  Dispositivo de intercambio de la muestra.  Cañón de electrones.  Botones de control para la extracción de la muestra.  Unidad principal.  Detector EBSD.  Detector de electrones secundarios (Lower). 7.13. Soporte Informático. El software utilizado: Omnimet MHT (Micromet 5124), EC-Lab® V.9.55, EC-Lab® Express, AVer Media TV, Scan Soft OmiPage SE., CanonScan Toolbox., Google Picassa 3., Paint.NET, Microsoft Office Word 2007, Microsoft Office Excel 2007, Microsoft Office PowerPoint 2007, Adobe Acrobat 9.0. Google Chrome. PARTE EXPERIMENTAL 155 CAPÍTULO 8 Método de Trabajo 8.1. Introducción. Este estudio se ha llevado a cabo en la Unidad de Investigación del Hospital Universitario de Gran Canaria Doctor Negrín, una vez examinada la documentación presentada, en cumplimiento de la ley de 17344 RD 214/1997. Los animales que participan en este experimento proceden del único centro nacional encargado de la cría y suministro de minipigs, la Universidad de Córdoba, donde disponen de un Servicio Centralizado de Animales de Experimentación. Previo al traslado, los cerdos se someten a unas pruebas de saneamiento, presentando serología negativa y certificado correspondiente de animales libres de enfermedad infectocontagiosa alguna. Éstos son trasladados al Bioterio de la Unidad de Investigación del Negrín después del consentimiento de la Consejería de Ganadería de Las Palmas. En este proceso, se realizó un escrito formal comprometiéndonos a que el transporte de los animales fuera cerrado y homologado, y a que éstos no se iban a utilizar para reproducirse. Además, se prometió que los animales serían eutanasiados en un periodo máximo de 6-9 meses. Por tanto, estos animales que nacieron y se criaron en régimen de total confinamiento, se trasladaron en condiciones garantizadas y cerradas hasta el animalario del Negrín, donde los animales se mantuvieron con el mismo grado de confinamiento y aislamiento, siendo sólo atendidos por personal acreditado. Los animales permanecieron estabulados en el animalario de la citada Unidad de Investigación durante el tiempo que duró el estudio, en condiciones de aislamiento y bajo control de las variables ambientales (temperatura, ventilación, humedad y luz), cumpliendo los puntos de la Directiva del Consejo 86/609/CEE respecto al bienestar animal. Equipos, Útiles de Laboratorio y Técnicas Aplicadas 156 Durante el periodo prequirúrgico, se ha supervisado y cuidado el estado físico óptimo de los animales. Del mismo modo, se ha realizado el control y seguimiento postoperatorio de los animales durante todo el experimento. Una vez finalizado el periodo del uso de los elementos protésicos implantados en cada uno de los animales se procedió a la eutanasia reglada según el calendario de intervenciones. La eutanasia será de manera humanitaria mediante sobredosis de barbitúricos. Una vez eutanasiado cada animal se procederá al estudio macroscópico de las estructuras implantadas y se realizará el rescate de los implantes para el procesado adecuado de las muestras y su posterior estudio histológico. El modelo animal elegido para las pruebas in vivo es el minipig ya que presenta algunas ventajas frente a otros modelos (madurez inmunológica a los nueve meses, manejables debido al tamaño, gran resistencia a las intervenciones quirúrgicas y a los periodos de convalecencia). El estudio se llevó a cabo con 11 hembras minipigs, entre 25-30 Kg de peso, y homogéneos somáticamente (igualdad de sexo, peso y edad) para asegurar una respuesta biológica estandarizada, fiable y reproductible, de los cuales a 10 se le implantaron placas y se reservó un minipig como blanco. El tiempo de implantación de las placas en el modelo animal fue aproximadamente de seis meses, y consumido éste, se eutanasiaron a los animales. Acto seguido, se rescataron los implantes y se comenzó a realizar la recogida de muestras de distintas partes del cuerpo del animal (hueso con implante, cerebro, hígado,…) para su posterior estudio. 8.2. Elección de un modelo animal y estudio biomecánico. El modelo animal elegido para los ensayos in vivo es el minipig frente a otros modelos ya que, a pesar de que el minipig tiene un rango de movilidad de la rodilla muy inferior a otras especies animales cuadrúpedas, presenta algunas ventajas. Species Breed Age at Skeletal Maturity (years) Weight at Skeletal Maturity (kg) Defect Commonly Used Cartilage Thickness at Femoral Condyle (mm) Critical Size Defect (mm) Rabbit (Leporine) New Zealand White 0.75 3-4 FC, TG, TP, P 0.25-0.75 3 Dog (Canine) Mixed, Beagle 1-2 15-30 FC, TG, P 13 Pig (Porcine) Minipig 0.8-1 20-40 FC, TG Sheep (Ovine) Suffolk, Texel 2-3 35-80 FC, TG 17 7 Goat (Caprine) Dairy, Boer Cross, Spanish 2-3 40-70 FC,TG,TP,P 15-2 Horse (Equine) Mixed, Thoroughbred, Quarter Horse 2-4 400-500 FC, TG, RC 2-3 9 Human N/A 16-21 70 FC 2-3 Tabla 1. Animal Models used in the assessment of cartilage repair. FCfemoral condyle; TG trochlear grove; TPtibial plateau; Ppatella; RCradial carpal PARTE EXPERIMENTAL 157 Ilustración 14. De izquierda a derecha y de arriba abajo, se exponen las siguientes articulaciones: humano, cabra, oveja, cerdo, perro, conejo, rata y ratón. Son animales que alcanzan la madurez inmunológica a los nueve meses, frente a los casi tres años del resto de razas y son mucho más pequeños y manejables que los otros cerdos (40 Kg frente a los casi 100 de otras razas). Además, tienen gran resistencia a las intervenciones quirúrgicas y a los periodos de convalecencia. Aceptan perfectamente la anestesia y responden a las medicaciones. En otro tipo de razas se producen muertes repentinas en la fase operatoria. Una vez escogido el animal, se inició el proceso de estudio de la anatomía porcina para decidir la metodología de implantación e identificar todos aquellos parámetros que podían ser críticos. Tal y como se puede observar en la siguiente ilustración, el abordaje más sencillo es el anteromedial. La posición y geometría de la estructura ligamentosa, meniscos y cápsula nos hace reconsiderar la posibilidad de implantar una prótesis articular de rodilla, ante el riesgo de que dañara cualquiera de estas estructuras, con lo que distorsionaríamos la transmisión de carga que va a experimentar la prótesis durante la experimentación, al haber incapacitado parcial o totalmente al minipig para que camine. Ilustración 15. Esqueleto de un cerdo. Equipos, Útiles de Laboratorio y Técnicas Aplicadas 158 Ilustración 16. Rodilla de un cerdo. Ilustración 17. Anatomía extremidad trasera porcina. Entre las diferencias morfológicas existentes con la especie humana, se incluye la existencia del tendón conjunto del tibial anterior y III peroneo, inexistente en la especie humana, que crea un surco en la cara anterior de la tibia (vertiente externa). Por otra parte evidenciamos un mayor ascenso de la cabeza del peroné que llega a articularse con el cóndilo femoral presentándose como prolongación del platillo tibial externo, así como la magnitud de la tróclea femoral debida a la hipertrofia del aparato extensor por hábito cuadrúpedo. Tras analizar estas limitaciones, se decidió que la estrategia idónea sería reproducir una osteotomía en la tibia proximal e insertar una placa en la ranura realizada, no sólo por evitar los riesgos anteriormente mencionados, sino para asegurarnos una transferencia de carga al dispositivo implantado. Dicha osteotomía se realizará en la zona interna de la tibia, por presentar una zona plana ideal para fijar la placa. Ilustración 18. Situación de la placa en una cabeza tibial porcina. PARTE EXPERIMENTAL 159 8.3. Diseño de un protocolo de implantación, seguimiento y rescate. El estudio pretende evaluar el comportamiento de dos tratamientos superficiales (A y B) sobre una aleación de titanio (Ti-6Al-7Ni) in vivo, con el objetivo de analizar el comportamiento osteinductivo de los dos tratamientos superficiales en distintas condiciones fisiológicas y frente a distintas solicitaciones mecánicas. El tratamiento superficial A se realiza por ataque ácido más tratamiento térmico, mientras que el B se lleva a cabo mediante un tratamiento químico por inmersión, consistente en un tratamiento SBF más un tratamiento biovitrocerámico. Este tratamiento tarda 20 días en ser aplicado. Con el objetivo de llevar un control de la implantación, a los implantes con el tratamiento A se le asignan números impares y al tratamiento B, números pares. Además, todos los implantes deberán arenarse con corindón, PK-150 para obtener una superficie rugosa. Con el protocolo de implantación para el ensayo se pretende asegurar en el tiempo la buena fijación de los implantes y minimizar los tiempos de intervención de los animales al realizar las operaciones en dos grupos. El ensayo tipo tiene una duración de seis meses e incluye una implantación protésica en la rodilla izquierda con el tratamiento A, y otra implantación en la rodilla derecha con el tratamiento B de cada minipig, como se observa en el esquema. El experimento se realizó sobre once animales, divididos en un animal de control (blanco) y dos grupos de cinco cerdos. Cada animal, menos el de control, será intervenido para implantar el material y sacrificado a los 6 meses para el rescate y el análisis del material implantado. Se realizará control radiográfico periódico del material implantado a los siguiente tiempos: post operatorio, 1 mes, 3 meses, 6 meses. El material implantado posteriormente a la primera intervención tendrá obviamente los controles radiográficos del tiempo que ha estado implantado. A continuación, se presenta un resumen de las intervenciones realizadas en cada animal y los tiempos de implantación. Esquema 1. Diagrama de implantación. Tratamiento A, mes 0 Tratamiento B, mes 3 Prótesis Rescate protésico mes 6 Equipos, Útiles de Laboratorio y Técnicas Aplicadas 160 AÑO 1 2 3 MES 5 6 7 8 9 10 11 12 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 1 2 3 ANIMAL 1 ANIMAL 2 ANIMAL 3 ANIMAL 4 ANIMAL 5 ANIMAL 6 ANIMAL 7 ANIMAL 8 ANIMAL 9 ANIMAL 10 ANIMAL 11 Tabla 2. Planificación de las intervenciones y el rescate de los implantes en los minipigs. Además de la planificación de las intervenciones y el rescate de los implantes, se elaboró una plantilla denominada “Hoja de Control de la Intervención” con el objetivo de registrar todos los datos de interés de cada intervención:  Datos del animal (referencia marcada en la oreja).  Fecha de la intervención.  Hora de comienzo de la implantación.  Referencia del implante (placa tibial).  Observaciones. 8.4. Diseño mecánico de los elementos protésicos a implantar. El dispositivo que se va a implantar en la articulación de los minipigs debe cumplir los siguientes requerimientos:  Ser lo menos invasivo posible, minimizando la alteración de la funcionalidad de la articulación, de tal forma que el animal pueda recuperar la plena carga en la extremidad lo antes posible.  Asegurar que se transmite carga sobre ellas para inducir el crecimiento de hueso.  Presentar una sencilla implantación.  Debe presentar una superficie lo más grande posible.  Debe permitir que al realizarse la osteotomía para su implantación quede el suficiente hueso que asegure una correcta irrigación para evitar el necrosamiento del mismo.  Simetría. Aunque no es necesario, disponer de un diseño simétrico elimina la necesidad de fabricar dispositivos para extremidad izquierda y derecha. Atendiendo a ello se decidió diseñar un dispositivo implantable mediante una osteotomía tibial y no una prótesis articular. El diseño de la placa contó con la ayuda TAC de la rodilla del cerdo, sobre la cual se esbozó la forma que pareció más adecuada. El diseño consiste en una placa con un perfil adaptado a la anatomía de la zona de la tibia proximal en la que se va a practicar la osteotomía, con una lengüeta perpendicular con dos taladros por los que se van a introducir los tornillos con los que se fijará. El perfil está escalado, ajustando lo suficiente como para que no sobresalga del perfil de la tibia. La placa es simétrica, por lo que el mismo diseño servirá para ambas extremidades traseras. PARTE EXPERIMENTAL 263 El núcleo, al tener afinidad por el colorante básico (el ADN capta el colorante básico), es basófilo y la propiedad que manifiesta esa estructura se denomina basofilia. Por su parte, el citoplasma, excepto en células secretoras de proteínas, es generalmente acidófilo, es decir, tiene afinidad con el colorante ácido eosina. La propiedad de reaccionar con los colorantes Ácidos, es la acidofilia. Otro grupo de colorantes, los básicos de anilina, incluyen el azul de toluidina, el azul A, el azul de metileno. Se emplean para identificar los mucopolisacáridos. Al colorearse las estructuras, lo hacen de un color distinto al del colorante original. Esa propiedad se denomina metacromasia. Los colorantes básicos de anilina son el azul brillante, el rojo neutro y el verde Janus. Las técnicas de tinción incluyen también la utilización de varios colorantes. Ejemplo de ellos son los métodos tricrómicos como el Mallory, el Mallory-Azan y el método de Masson utilizados para demostrar las fibras del tejido conjuntivo, etc. Otra técnica de coloración muy empleada es la tinción con sales de plata, que tiñe de negro o carmelita oscuro las estructuras celulares, estas se denominan por la afinidad con las sales de platas argirófilas. Por otra parte, el fenómeno fundamental que permite la visualización de las estructuras al microscopio electrónico, esta dado por la dispersión electrónica que provocan los elementos químicos que componen las estructuras de la muestra. Estos elementos tienen por lo general bajo peso atómico (C, O, N, H, etc.), por lo que se hace necesario asociar a estas estructuras, compuestos que contengan metales pesados de mayor peso atómico, por ejemplo el tetraóxido de osmio y las sales de uranio, que reaccionan con zonas específicas de la muestra, provocando una mayor dispersión y, por tanto, un contraste entre las diferentes zonas. La imagen que se observa en la pantalla fluorescente del microscopio electrónico está formada por los electrones que atraviesan la preparación sin una gran dispersión. Los diferentes tonos están determinados por la llegada o no de ellos, donde las zonas brillantes corresponden, al lugar en el que un mayor número de electrones chocan con la pantalla fluorescente. 9.7.4. Procedimiento para la determinación de las características morfológicas y topográficas de las muestras. 9.7.4.1. Aspectos preanalíticos. Obtención y almacenamiento de los especímenes. Tras el sacrificio de los animales, se procedió a la disección de las extremidades intervenida. Mediante una osteotomía de la tibia se obtuvieron los fragmentos con la porción ósea que contenían los implantes. Los especímenes se colocaron en frascos debidamente identificados con el número de animal al que pertenecían. Posteriormente, en laboratorio estas muestras se disecaron con el objeto de eliminar todos los tejidos blandos (músculo, fascia, tendones y periostio). Equipos, Útiles de Laboratorio y Técnicas Aplicadas 264 Ilustración 93. Muestras de porción ósea con implantes. La preparación de las muestras para su posterior estudio histológico, se describe a continuación. En primer lugar, se prepararon los bloques para la fijación, realizando los cortes con una sierra circular con filo de diamante e irrigación, para evitar el sobrecalentamiento de la muestra, y se sumergieron en una solución de formol al 10% tamponado a pH=7.2-7.4, para su posterior procesado. Después, las muestras fueron deshidratadas en series de alcoholes de gradaciones crecientes; dado el tamaño de las piezas, se probarán periodos de tiempo largo, de 5 a 7 días en cada uno de los alcoholes, como se especifica a continuación:  Alcohol 70º de 5-7 días.  Alcohol de 80º de 5-7 días.  Alcohol de 96º de 5-7 días.  Alcohol 100º de 5-7 días.  Tolueno 3 días. Posteriormente, los especímenes son embebidos en una resina metilmetacrilato para su inclusión, según el siguiente protocolo:  Resina I, 2 días.  Resina I, 2 días.  Resina I, 2 días.  Resina II, 2 días.  Resina II, 2 días.  Polimerización en estufa a 32 ºC. Tras el paso de toluol o xilol, ambos válidos, las muestras se pasan a la resina. Hay varios baños en los dos tipos de resina, la diferencia entre ambas es únicamente la cantidad del acelerador (peróxido de benzoílo).  La resina I se obtiene mezclando 100 ml de metil metacrilato, más 25 ml de dibutil ftalato, más 2.5 g de peróxido de benzoílo.  La resina II se consigue mezclando 100 ml de metil metacrilato, más 25 ml de dibutil ftalato, más 4.5 g de peróxido de benzoílo. PARTE EXPERIMENTAL 265 La resina II es la que contiene la cantidad definitiva de acelerador y, en ella, se dan los dos últimos baños. Esta mezcla es la que se utiliza para la inclusión o el empastillamiento. Los tiempos que aparecen en el protocolo son los que se utilizaron, pero hay que tener en cuenta que al no hacer el vacio, los tiempos se reducen al aplicarlo4. Tras el proceso de polimerización, la muestra queda incrustada en la resina. A continuación, se realizaron los cortes longitudinales del implante, según el protocolo establecido, con una sierra circular, a baja velocidad e irrigando para evitar el sobrecalentamiento de la muestra y el deterioro de los tejidos que rodean el implante. Con el objetivo de asegurar el paralelismo de las caras del bloque, una vez expuesto el implante (debido al primer corte), el bloque se adhiere con la ayuda de una prensa de precisión, a un portaobjetos que mantendrá la superficie de corte paralela al portaobjetos empleado. Ilustración 94. Muestras empastilladas de porción ósea con implantes. Una vez realizados los cortes, se procedió al pulido de las muestras hasta que quedara expuesta la superficie del implante al nivel deseado, y después se terminó la preparación con el fin de obtener una superficie tan lisa como fuera posible. Finalmente, los especímenes se fijaron al portaobjetos definitivo. Con el objetivo de estudiar la interfaz entre los implantes bioactivos y el hueso, se empleó un microscopio electrónico de barrido (SEM) con un analizador de dispersión de energías de rayos X (EDX). Para ello, las muestras se recubrieron con oro para garantizar la conductividad de toda la muestra y así optimizar la calidad de las imágenes obtenidas. 9.7.4.2. Aspectos intra-analíticos. El SEM está compuesto por tres detectores que se clasifican en imágenes de electrones secundarios, imágenes de electrones de retrodispersión y analizador EDX de rayos x, los cuales están instalados dentro de la cámara de vacío. 4 El oxígeno inhibe la polimerización. Equipos, Útiles de Laboratorio y Técnicas Aplicadas 266 La muestra se coloca en el portamuestras de la cámara de vacío del microscopio, en donde es escaneada por medio de un haz de luz de electrones, convirtiendo las señales eléctricas en una imagen tridimensional que se observa en el monitor del ordenador. En el analizador EDX de rayos X del SEM se realizan diversos análisis representados con histogramas e imágenes de distribución de los elementos químicos presentes en la muestra. La formación de un espectro EDX de Rayos x se obtiene mediante un software que recoge durante un determinado tiempo (minutos) los fotones emitidos por la muestra, clasificándolos según su energía. El espectro se presenta como un histograma en donde el eje de las X tiene unidades de energía (Kiloelectrovolts) y el eje de las Y el Número de cuentas o intensidad. En el espectro se realiza de forma automática la identificación y el análisis cualitativo y cuantitativo de los diferentes elementos a través de picos en la campana de Gauss observados en el histograma. En una muestra se elige uno o varios sitios de interés para ver si toda la muestra contiene los mismos elementos o hay variación de estos en un cm2. Una vez obtenido el espectro, se identifican los elementos en los picos de un histograma espectral de un punto elegido de la muestra. PARTE EXPERIMENTAL 267 CAPÍTULO 10 Bibliografía 1. Hayat, M. Fixation for Electron Microscopy. s.l. : Academic Press, 1981. 2. López, M.L. Serie Científica Avanzada: El Microscopio Electrónico. s.l. : Centro de Extensión Biomédica Facultad de Medicina Universidad de Chile, 2003. 3. Ciencia De Los Materiales: Microscopia Electrónica De Barrido. Etal, Víctor Poblete P.M. Pilleux C. Universidad de ChileFacultad de Ciencias Físicas y Matemáticas : s.n., 2001. 4. group, Oxford Instrument microanalysis. 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Resultados de la evaluación del tratamiento SBF en los implantes de Ti6Al7Nb. Cuando se implanta en vivo una superficie bioactiva, se forma una capa de hidroxiapatita que se adhiere químicamente a esta superficie bioactiva y actúa como una capa intermedia entre el nuevo hueso y el implante. En general, las aleaciones sin tratamientos no son bioactivas pero se utilizan como material implantable debido a su biocompatibilidad y buenas propiedades mecánicas. Ilustración 1. Implantes de Ti6Al7Nb. Resultados Experimentales y Discusión 282 En esta Tesis se ha pretendido mejorar la osteoinducción y la bioactividad de los implantes, mediante la aplicación de dos tratamientos superficiales, en aras de facilitar la unión ósea in vivo, uno de ellos completamente novedoso. Por este motivo, se ha estudiado la interacción entre una superficie biocompatible artificial expuesta a un cultivo celular. La superficie biocompatible fue preparada por la deposición de soluciones similares al plasma sanguíneo (soluciones SBF), con el objetivo de obtener recubrimientos de hidroxiapatita a nivel nanoescalar. El sustrato para recubrimientos consistió en una aleación de Ti6Al7Nb. El potencial citotóxico manifestado por recubrimientos tipo de hidroxiapatita se determinó a partir de un cultivo celular de osteoblastos. Al Nb Ta O2 N2 C Fe Ti 5.5 – 6.5 6.5 – 7.5 max. 0.5 max. 0.2 max. 0.05 max. 0.08 max. 0.25 rest Tabla 1. Composición química de la aleación de Ti6Al7Nb. Este nuevo tratamiento, denominado SBF (synthetic or simulated body fluids), presenta la ventaja de inducir la formación de apatita (recubrimiento de hidroxiapatita) en los metales, y otros materiales, inmersos en soluciones que simulan los fluidos biológicos (Ringer, Earl, Hanks). La innovación de este tratamiento se encuentra en el uso de partículas biovitrocerámicas como sustitutas. Con el objetivo de demostrar la viabilidad de este tratamiento en aplicaciones médicas, se evaluó in vitro mediante su aplicación a los implantes objeto de esta Tesis. Ilustración 2. Composiciones evaluadas en el tratamiento SBF. Antes de aplicar el tratamiento superficial de deposición de hidroxiapatita en los implantes, éstos fueron pulidos y arenados. El recubrimiento micro-nanocristalino de hidroxiapatita en dos pasos: inmersión en solución de NaOH más tratamiento térmico y inmersión en solución SBF con contenido adicional de PAW1 biovitrocerámico. El procedimiento fue el siguiente:  Inmersión en una solución NaOH de -10 mol.  Tratamiento térmico: 60 horas a 60 ºC.  Limpieza con agua destilada y alcohol.  Tratamiento de densificación térmica: calentar desde 20 ºC hasta 600 ºC a una velocidad de 5 ºC/min, mantener una hora a 600 ºC y refrigerar en el horno; obtenemos una capa de titanato de sodio. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 283  Inmersión durante dos días en una solución SBF con partículas PAW1 biovitrocerámicas adicionales (partículas por debajo de 20 µm) a 36 ºC. la solución SBF fue preparada según los datos escritos por T. Kokubo.  Inmersión en una solución 1.5 SBF (sin contenido biovitrocerámico) durante 19 días, refrigerándose la solución diariamente. Para observar la deposición de hidroxiapatita en la superficie de los implantes de Ti6Al7Nb se emplearon diferentes intervalos de tiempo, de 5 a 15 días, y el equipo de microscopía electrónica de barrido con analizador EDX descrito en esta Tesis. Los análisis de biocompatibilidad consistieron en ensayos in vitro de células osteoblásticas (cultivo de osteoblastos) cedidas por la Colección de Cultivos Tipo Americana (American Type Culture Collection). Las células osteoblásticas fueron cultivadas con una densidad inicial de 1x104 cell·cm-2 en un medio que consiste en una mezcla 1:1 de Dulbecco’s modified Eagle’s medium y Ham’s F12 medium conteniendo 0.3 mg/ml G418, 10% suero fetal bovino, 100 U/ml de penicilina and 100 g/ml estreptomicina, en una atmósfera húmeda y un 5% de CO2. Dependiendo de la temperatura de incubación, el cultivo celular puede mostrar características preosteoblásticas similares. Los ensayos llevados a cabo fueron de dos tipos:  Expresión de la fosfatasa alcalina, para confirmar que las células osteoblásticas pertenecen al fenotipo osteoblástico. Las células se fijaron en formol al 4% para inducir la reacción en presencia de sustrato NBT/BCIP.  Determinación del potencial citotóxico y la morfología de las células osteoblásticas en diferentes intervalos de tiempo. Para la evaluación del potencial citotóxico, las células osteoblásticas fueron tratadas usando hipericina (1µM) para hacerlas fluorescentes. Los ensayos MTT fueron realizados en muestras preparadas mediante determinaciones espectrofotométricas. Análisis del sustrato (aleación Ti6Al7Nb) Los análisis de la superficie de los implantes a nivel microestructural, así como los patrones XRS se muestran a continuación. Ilustración 3. De izq. a der. se muestra la superficie del Ti6Al7Nb y el patrón XRD. Resultados Experimentales y Discusión 284 En la imagen de la microestructura del Ti6Al7Nb se observan los granos primarios de la fase metaestable y en la gráfica se muestran los picos característicos de la aleación de Ti6Al7Nb. Análisis de la deposición de capas de hidroxiapatita En todos los implantes, los análisis se realizaron en todas las capas depositadas de hidroxiapatita. A continuación, se muestran los resultados más relevantes. Ilustración 4. Deposición después de 5 días de inmersión en la solución SBF modificada. Las muestras después de 5 días de inmersión en la solución SBF modificada presentan deposiciones fragmentadas, observándose superficies de longitudes hasta 10 µm y espesores hasta 1 µm. También se puede apreciar que las capas depositadas son homogéneas en lo relativo a los aspectos microscópicos y composicionales. Ilustración 5. Deposición después de 10 días de inmersión en la solución SBF modificada. En lo que respecta a las muestras después de 10 días de inmersión en la solución SBF modificada, se pueden observar deposiciones fragmentadas en la superficie, habiendo superficies de longitudes comprendidas entre 50100 µm y espesores de 1 a 10 µm, así como una red de poros interconectados. También se puede apreciar homogeneidad en la deposición de las capas. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 285 Ilustración 6. Deposición después de 15 días de inmersión en la solución SBF modificada. Como se observa en la figura de la izquierda, se aprecia relativa homogeneidad en las capas depositadas, que incluyen algunos pequeños poros de 0.12.0 µm. En la figura de la derecha se muestran zonas de núcleos de crecimiento de hidroxiapatita. El crecimiento de hidroxiapatita parece desarrollarse espontáneamente usando precursores biovitrocerámicos y también formación de iones de fósforo y calcio en la solución SBF. La deposición de hidroxiapatita tiene un aspecto cristalino similar al de las colonias de coral. Ensayos de corrosión mediante uso de soluciones Ringer con distintos pH En lo que respecta a los resultados preliminares de los tests de corrosión, los datos experimentales se muestran en las siguientes figuras. Hay que destacar que los análisis de corrosión se han realizado bajo condiciones funcionales extremas, utilizando soluciones Ringer con diferentes pH (2.33, 7.1, 9.1). Esto es debido a que en cirugía el pH puede variar desde 5 hasta 2, la concentración de hidrógeno del tejido dañado puede aumentar y puede provocar una respuesta inflamatoria. Las soluciones Ringer empleadas en los tests fueron: NaCl–6.8; KCl–0.4; CaCl2–0.2; MgSO4.7H2O– 0.2048; NaH2PO4.H2O–0.143; NaHCO3–2.2; glucosa–1 (el pH ácido fue obtenido con ayuda de HCl y su alcalino con ayuda de KOH) a 37±1ºC. Ilustración 7. Polarización de curvas para una solución Ringer de pH=2.33. Resultados Experimentales y Discusión 286 Ilustración 8. Polarización de curvas para una solución Ringer de pH=7.10. Ilustración 9. Polarización de curvas para una solución Ringer de pH=9.10. En las ilustraciones anteriores, la curva de color azul representa la aleación Ti6Al7Nb y la curva de color rojo hace referencia a la misma aleación pero con recubrimiento de hidroxiapatita. A continuación, se muestran dos tablas, una que indica los principales parámetros electroquímicos, y otra que muestra la velocidad de corrosión en la solución Ringer a 37 ºC. Ilustración 10. Principales parámetros electroquímicos en la solución Ringer a 37ºC. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 287 Ilustración 11. Velocidad de corrosión en la solución Ringer a 37ºC. Evaluación de la biocompatibilidad mediante ensayos in vitro Los resultados referentes a la expresión de la fosfatasa alcalina confirman que las células osteoblásticas pertenecen al fenotipo osteoblástico. La imagen tomada por microscopía revela reacción histoquímica positiva. Ilustración 12. Expresión histoquímica de la fosfatasa alcalina en un cultivo de células osteoblásticas. El potencial citotóxico del material estudiado muestra la viabilidad y proliferación de las células. Los tests MTT fueron realizados comparativamente en el microscopio fase-contraste y en el microscopio por fluorescencia. Los resultados espectrofotométricos dan una función de la absorbancia (concentración coloreada) frente al número de células metabólicas activas del cultivo. Los resultados se muestran en la siguiente ilustración para el cultivo de control y las muestras inmersas después de 5, 10 y 15 días en una solución SBF. Resultados Experimentales y Discusión 288 Ilustración 13. Resultados de los ensayos MTT para cultivo de células osteoblásticas a las 48 horas. La citomorfología osteoblástica fue observada en dos intervalos, a las 24 y a las 48 horas del inicio del experimento. Se pueden observar cambios en la citomorfología de los osteoblastos en el microscopio fase-contraste, como se muestra en las figuras 49, 50 y 51. Para apreciar los cambios inducidos en el material, en la figura a se muestra la citomorfología osteoblástica en el cultivo de control, en un substrato epoxi, después de 24 horas. Ilustración 14. Cultivo de control. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 289 Ilustración 15. Monocapa celular en la interface para muestra inmersa en SBF después de 5 días. Ilustración 16. Monocapa celular en la interface para muestra inmersa en SBF después de 10 días. Ilustración 17. Monocapa celular en la interface para muestra inmersa en SBF después de 15 días. Resultados Experimentales y Discusión 290 A continuación, se muestra una comparativa de la citomorfología osteoblástica en un microscopio de fluorescencia y en un microscopio contraste-fase después de 48 horas desde el inicio del cultivo. Ilustración 18. Interfaz de una muestra inmersa en SBF después de 5 días; células observadas en fluorescencia. Ilustración 19. Interfaz de una muestra inmersa en SBF después de 5 días; células observadas en contraste-fase. Ilustración 20. Interfaz de una muestra inmersa en SBF después de 10 días; células observadas en fluorescencia. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 297 que identifica la presencia de calcio (Ca) y de fósforo (P). Para identificar la fase mineral de hidroxiapatita del hueso se necesita obtener la relación calcio/fósforo en la muestra y compararlo con el de hidroxiapatita, cuyo valor es . Este ratio se determinó mediante el cálculo del background o ruido de fondo del calcio y del fósforo por separado, sumando el valor bruto y neto de cada elemento en el espectro y dividiéndolo después por el valor bruto, para obtener así el valor (pickbackground) de cada elemento. Esta operación se repitió para cada zona de tejido analizada y se estableció una relación entre el calcio y el fósforo presente en dicho tejido para cada muestra (análisis semi-cuantitativo). En nuestro caso la proporción está dentro de los valores admitidos lo que identifica la formación ósea en el punto analizado. La presencia de carbono y oxígeno es algo normal por ser los elementos principales de estructuras orgánicas. Tomando una imagen más ampliada que las anteriores y analizando otro punto, también se observa unas proporciones de calcio/fósforo que entran dentro de los valores admitidos para tratarlo como formación ósea ( ). Este punto entonces pertenece a la parte mineral del hueso lo que demuestra una buena osteoinducción del material. Ilustración 30. Zona analizada correspondiente a la formación de tejido óseo. Tabla 5. Composición química correspondiente al punto de análisis de la ilustración anterior. Element Weight % Atomic % C K 55.56 66.33 O K 32.96 29.54 P K 0.19 0.09 Ca K 11.29 4.04 Totals 100.00 Resultados Experimentales y Discusión 298 El análisis de la interfaz hueso-implante se llevó a cabo en distintas zonas de contacto entre el hueso y el implante: punta, tornillo y punta-placa. En primer lugar, se analizó la punta mediante un barrido de 1.5 mm, recogiendo puntos de la parte ósea, de la interfase hueso-metal y del metal. Además, se examinó con detenimiento la interfase con el objetivo de averiguar si existe contaminación del metal en la estructura ósea-orgánica. En esta imagen se muestra el análisis de una de las muestras que contiene parte de Ti-6Al-7Nb, concretamente la punta. Se pueden diferenciar perfectamente dos partes que corresponden a la zona metálica del implante y a la zona correspondiente al hueso y tejido orgánico. Ilustración 31. Análisis interfaz hueso-implante en la zona de la punta mediante barrido de 1.5 mm. En este gráfico, que corresponde al barrido realizado en la muestra anterior, se determina la proporción de cada microelemento en la zona donde se encuentra. Ilustración 32. Proporción de cada elemento en función de la zona de análisis. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 299 Para poder interpretar razonablemente los resultados obtenidos en el análisis de barrido, hay que diferenciar tres partes:  Zona 1: Formación ósea (0 mm-0.5 mm).  Zona 2: Interfase (0.5 mm-0.6 mm).  Zona 3: Implante metálico (0.6 mm1.4 mm). En la Zona 1, perteneciente a la formación ósea, la composición es principalmente calcio, fósforo, oxígeno y carbono. La Zona 2 de la interfase hueso-metal contiene en su mayor parte carbono y oxígeno y la última zona, parte metálica, está formada por titanio, aluminio y niobio, como corresponde. Los valores tan altos de carbono son debidos a la degradación que sufre el tejido orgánico durante el corte de la muestra. Los gráficos que se presentan a continuación ofrecen información individual de los diferentes elementos que constituyen el barrido. Ilustración 33. Proporción de calcio en la muestra (punta) mediante barrido de 1.5 mm. Ilustración 34. Proporción de fósforo en la muestra (punta) mediante barrido de 1.5 mm. Resultados Experimentales y Discusión 300 Ilustración 35. Proporción de oxígeno en la muestra (punta) mediante barrido de 1.5 mm. Ilustración 36. Proporción de carbono en la muestra (punta) mediante barrido de 1.5 mm. Ilustración 37. Proporción de titanio en la muestra (punta) mediante barrido de 1.5 mm. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 301 Ilustración 38. Proporción de aluminio en la muestra (punta) mediante barrido de 1.5 mm. Ilustración 39. Proporción de niobio en la muestra (punta) mediante barrido de 1.5 mm. En segundo lugar, se analizó la zona del tornillo mediante un barrido de 1.5 mm, recogiendo puntos de la parte ósea, de la interfase hueso-metal y del metal. Igualmente que en el caso anterior, se examinó Resultados Experimentales y Discusión 302 con detenimiento la interfase con el objetivo de averiguar si existe contaminación del metal en la estructura ósea-orgánica. Ilustración 40. Análisis interfaz hueso-implante en la zona del tornillo mediante barrido de 1.5 mm. De la misma manera, obtenemos la gráfica que corresponde al barrido realizado en la muestra anterior, determinando la proporción de cada microelemento en función de la zona donde se encuentra. Ilustración 41. Proporción de cada elemento en función de la zona de análisis (tornillo). RESULTADOS Y DISCUSIÓN 303 Como se puede observar, se distinguen varias zonas que corresponden a zonas de hueso y zonas donde hay metal, cada zona con composiciones similares a las del caso anterior. Por tanto, se puede perfectamente interpretar la cantidad de microelementos que se recogen en el barrido. En este caso el barrido atraviesa dos partes diferenciadas de metal y dos de tejido óseo junto con partes orgánicas. Hay que examinar las zonas que se encuentran en la interfase y tras recoger los datos y observarlos, no se aprecia contaminación. Hay que destacar que el contenido de aluminio es bastante bajo, excepto en la zona donde hay implante, como es de prever. Se puede destacar que el aluminio recoge ciertos valores en las zonas que no son del metal, aunque son tan insignificantes que no los tendremos en cuenta. Con respecto al contenido en carbono, es bastante alto en la interfase debido principalmente al proceso de corte de las muestras, como ya se comentó. A continuación, se muestran los gráficos que ofrecen información individual de los diferentes elementos que constituyen el barrido. Ilustración 42. Proporción de fósforo en la muestra (punta) mediante barrido de 1.5 mm. Ilustración 43. Proporción de aluminio en la muestra (punta) mediante barrido de 1.5 mm. Resultados Experimentales y Discusión 304 Ilustración 44. Proporción de oxígeno en la muestra (punta) mediante barrido de 1.5 mm. Ilustración 45. Proporción de carbono en la muestra (punta) mediante barrido de 1.5 mm. Ilustración 46. Proporción de calcio en la muestra (punta) mediante barrido de 1.5 mm. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 305 Ilustración 47. Proporción de titanio en la muestra (punta) mediante barrido de 1.5 mm. Por último, se analizó la zona denominada punta-placa mediante un barrido de 1.5 mm, recogiendo puntos, igual que en los otros casos, de la parte ósea, de la interfase hueso-metal y del metal. Igualmente, se examinó con detenimiento la interfase con el objetivo de averiguar si existe contaminación del metal en la estructura ósea-orgánica. Ilustración 48. Análisis interfaz hueso-implante en la zona de la punta-placa mediante barrido de 1.5 mm. Resultados Experimentales y Discusión 306 Ilustración 49. Proporción de cada elemento en función de la zona de análisis (punta-placa). Al igual que en las gráficas anteriores la interpretación sobre la contaminación de los diferentes tejidos es nula. En este caso el rango de barrido es mucho mejor y la escala se ha reducido a 280µm. Se observa perfectamente una diferenciación entre la parte metálica y la formación ósea. En este caso cabe destacar la zona de la interfase con contenidos en carbono y oxígeno. Es apreciable la falta de tejido óseo (calcio y fósforo) y también falta de elementos metálicos (titanio, aluminio, niobio) en esta zona. A continuación, se muestran los gráficos que ofrecen información individual de los diferentes elementos que constituyen el barrido. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 313 1206:1994, para estudios a largo plazo las muestras han de estar implantadas al menos durante 12, 26, 52, 78 ó 104 semanas. Nunca se pueden mantener menos de 12 semanas, ya que hay que tener la certeza de que se ha alcanzado un estado estacionario con respecto a la respuesta biológica. En este estudio, el periodo de implantación ha sido de 6 meses (>24 semanas). Durante el periodo de cicatrización se ha garantizado el contacto entre el hueso y el implante de cada cerdo intervenido, no observándose signos de inflamación. Como se ha comentado, el aluminio se ha presentado como un elemento perjudicial para el cuerpo humano cuando los niveles alcanzan el umbral a partir del cual, dicho elemento no se elimina del cuerpo. Estudios publicados señalan al aluminio como la toxina responsable de muchas enfermedades4. La evaluación de la toxicidad de la placa metálica implantada (aleación Ti6Al7Nb), se ha realizado mediante la determinación de la concentración de aluminio por absorción atómica en los distintos órganos de los animales de experimentación. Durante mucho tiempo el aluminio fue considerado como un elemento inocuo, pero la bibliografía revelaba ya muchos datos de sus efectos tóxicos. Spoffort en 1921 describe los síntomas patológicos que experimentó un obrero de la industria metalúrgica tras la exposición prolongada a un polvo industrial con altas concentraciones en aluminio [21]. Koppeloff en 1942 relata el efecto epiléptico del hidróxido de aluminio en los animales de experimentación cuando se administra por vía subdural [22]. Klatzo en 1965 describe que los compuestos del aluminio producen una degeneración neurofibrilar en el cerebro de los conejos, dando lugar a una alteración muy similar a la observada en los pacientes con enfermedad de Alzheimer [23]. Está ampliamente demostrado que el aluminio se convierte en un elemento perjudicial para el cuerpo humano cuando los niveles alcanzan el umbral a partir del cual, dicho elemento no se elimina del cuerpo. Estudios publicados señalan al aluminio como la toxina responsable de muchas enfermedades5. Aunque estos estudios no han sido debatidos por muchos centros de investigación médica se da por sentado que el aluminio no obtiene la categoría de material biocompatible. El aluminio como elemento no es un nutriente, pero se encuentra en cantidades variables en el agua, tierra, aire, alimentos, vegetales, semillas e incluso en algunas medicinas. El principal problema es que el cuerpo lo absorbe, acumula y elimina siendo las cantidades que puede injerir una persona a lo largo de toda una vida muy altas, y si no se eliminan pueden llegar a causar ciertos problemas. En efecto, está estipulado que la ingesta diaria de Al oscila entre 3 y 10 mg/día; algunos estudios realizados en países como Hungría, Alemania, Suecia o Italia, hablan de un límite semanal que demuestra que los adultos podrían llegar a ingerir entre 0.2 y 1.5 miligramos por cada kilo de masa corporal, y los niños entre 0.7 y 2.3 miligramos [24]. 4 Véase el capítulo I de esta Tesis, apartado denominado “El aluminio en los sistemas biológicos” 5 Véase el capítulo I de esta Tesis, apartado denominado “El aluminio en los sistemas biológicos” Resultados Experimentales y Discusión 314 El consumo de té puede ser una vía de exposición al aluminio ya que las hojas del té tienen altos contenidos del metal. La infusión presenta entre 10 y 100 veces más contenido del elemento que las hojas de la planta, pero la presencia de taninos y otras sustancias orgánicas hace que se disminuya notablemente la forma de aluminio capaz de ser absorbida por el intestino del hombre [25] [26]. En lo que respecta a la raza porcina, la nutrición mineral es una parte importante de su alimentación, considerándose el aluminio un mineral esencial menor, cuya necesidad no ha sido demostrada; los niveles máximos tolerables en la dieta son de 200 ppm MS, puesto que su toxicidad inhibe a absorción de glucosa y la deposición del fósforo en los huesos, con signos clínicos nerviosos [27]. Algunos autores consideran que la ingesta de aluminio vía agua de consumo sólo es una pequeña parte del metal incorporado por la alimentación, por lo que se debería tener en cuenta la ingesta de aluminio por la vía de los alimentos [28] [29]. Otros autores, como Martyn et al [30] y Forster et al [28], consideran que, aún siendo la alimentación fuente de ingesta importante del metal, es en el agua donde presenta una forma más biodisponible para ser absorbida por el intestino, y que la mayor parte del aluminio ingerido procedente de otras fuentes no se absorbe. A pesar de que, en comparación con otras, esta fuente de exposición representa una pequeña proporción de la ingesta diaria de aluminio, mediante el consumo de agua se aporta aproximadamente 0.1 mg/L. De la misma manera, en función del tipo de aire que se respire, la concentración de Al absorbida es distinta. Considerando el aire de una ciudad, estos valores estarían en torno a 0.4 - 8.0 µg/m3. No obstante, la exposición por inhalación no es la vía más importante a la que la población general está expuesta, aunque podría serlo en algunas ocupaciones altamente expuestas. El riesgo de toxicidad por Al no está limitado a pacientes con tratamientos crónicos (diálisis, nutrición parenteral,...). El motivo principal se halla en el extenso uso del elemento en medicina, en la industria farmacéutica (antiácidos con aporte de 104 a 208 mg de Al por cápsula, aspirinas con regulador de pH con aporte de 10 a 20 mg de Al por tableta, suplementos de calcio, productos antidiarreicos y antihemorroidales), en la elaboración de vacunas (difteria, tétanos, hepatitis, rabia y ántrax), disoluciones nutritivas, etc. El consumo de productos farmacéuticos, antiácidos y analgésicos con aluminio, puede suponer un aumento en la incorporación de metal en 2 ó 3 órdenes de magnitud de la ingesta por alimentación. La dosis semanal recomendada por la FAO para una persona adulta de 60 kilogramos de peso es de 420 mg [28]. Por otro lado, los pacientes sometidos a diálisis pueden estar expuestos a unos niveles moderadamente aumentados del metal. Esta organización internacional recomienda que los niveles máximos de Al en el fluido de dialización sea inferior a 15 µg Al/ l [31]. La exposición a Al también puede ser el resultado del uso de productos de higiene personal. Los compuestos de aluminio son utilizados en la industria cosmética, principalmente en la fabricación de desodorantes y antitranspirantes, aunque los estudios llevados a cabo indican que la absorción dérmica del metal sería mínima [31]. El lactato de Al es utilizado en cremas dentales para dientes sensibles. El clorhidrato de Al, ampliamente usado en la composición de antitranspirantes, actúa suprimiendo el sudor por formación de un precipitado de hidróxido o desnaturalizando queratina en la capa córnea que rodea los ductos de las glándulas. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 315 Los datos de distintos estudios en diferentes países afirman que la ingesta diaria del metal varía grandemente dependiendo de la dieta, el uso de medicaciones con sales de Al, la fuente de agua de consumo y la exposición a distintos ambientes, como el laboral. Así pues, la exposición diaria de un adulto de 60 kg puede oscilar entre 2.5 y 13 mg Al/día por exposición aérea, por la ingesta de alimentos y de agua. En general la estimación hecha por la OMS supone, en los países en los que se ha estudiado, una exposición menor a 15 mg/día (0.03-11.5 mg/día) [28], llegando a varias veces más en personas que toman medicamentos con aluminio o altamente expuestas a través de los alimentos o el ambiente. La absorción diaria puede suponer un 3% del aluminio total ingerido del agua y menor si la fuente de exposición son los alimentos. Por estos motivos, la proporción de aluminio que puede afectar al ser humano por la difusión de este elemento al llevar un implante es pequeña, y no se puede considerar como algo perjudicial frente al consumo diario por ingesta alimenticia u otros factores. El análisis de la respuesta ósea al material implantado se llevó a cabo mediante la evaluación de la interfaz hueso-implante por microscopía electrónica de barrido y estudios histopatológicos por microscopía óptica. Actualmente hay diferentes metodologías para abordar la evolución del proceso de consolidación ósea: radiografías, densitometrías y, de manera indirecta, la determinación de iones en sangre, pero no informan sobre el porcentaje de cada uno de los componentes minerales y cómo van cambiando a través del tiempo. Sin embargo, el abordaje de este fenómeno mediante microscopía electrónica de barrido y microanálisis con EDX presenta ventajas destacadas: se realiza in situ, es una técnica cuantitativa (a diferencia de otras que son cualitativas) y es específica para cada zona del hueso. Los métodos clásicos comúnmente utilizados para el estudio microscópico de los tejidos tenían el inconveniente de tener que deshidratar los tejidos antes de su observación y análisis. Esto permitía un buen análisis de la parte orgánica de los tejidos pero relegaba a un segundo plano la parte inorgánica. El método Exakt-Kultzer (Nordestedt, Alemania) permite la visualización directa de los tejidos sin tener que descalcificar el material. Gracias al sistema de sierra se consigue el corte preciso de los materiales incluidos en plásticos rígidos y con el pulido se puede rebajar la muestra hasta el punto necesario, de modo que puede ser visualizada tanto por Microscopía Óptica, previa tinción de las muestras, como por Microscopía Electrónica, ya sea convencional o con electrones retrodispersados (Backscattering). En este estudio, la localización de los tejidos y su morfología han sido comprobadas por retrodispersión. Los resultados, por tanto, se refieren a mediciones llevadas a cabo tras la identificación del tejido adyacente al implante sometido a análisis. La localización de la fase mineral en el hueso es de vital importancia para asegurar sus funciones como reservorio iónico y su papel en la mineralización. El microanálisis químico realizado mediante esta técnica nos permitió obtener el porcentaje en peso de la composición química elemental semi-cuantitativamente de las muestras con la finalidad de observar materiales inorgánicos presentes en el material orgánico y evaluar la toxicidad de algunos elementos, como el aluminio, en la interfaz hueso-implante. Resultados Experimentales y Discusión 316 Para identificar la fase mineral de hidroxiapatita del hueso se necesita obtener la relación calcio/fósforo en la muestra y compararlo con el de hidroxiapatita, cuyo valor es . La media de los resultados obtenidos de la ratio Ca/P para los tejidos calcificados en el entorno de los implantes que se han analizado para cada animal es de 2.17, ligeramente superior al valor correspondiente a la ratio Ca/P que la literatura atribuye a la hidroxiapatita [32]. La ratio Ca/P en los tejidos óseos ha sido ampliamente estudiada en la literatura. Las experiencias de Neuman y Bareham [33] demostraron por un método indirecto que existía un fosfato cálcico secundario inestable, la bruxita, aparte de la hidroxiapatita que podía contribuir a disminuir la ratio Ca/P en los tejidos óseos. En 1979, la bruxita pudo ser visualizada por Cristalografía por Rayos X en ciertos tejidos (tejidos poco mineralizados, hueso recientemente sintetizado con poco depósito mineral), aunque su significación no quedaba clara [34]; no se pudo identificar su localización exacta, ni las fases iniciales de la mineralización y su posible coexistencia con la hidroxiapatita en las mismas o localizaciones diferentes en el tejido calcificado. En 1991 Iijima y colegas [35] propusieron la posible existencia de un precursor de fosfato octocálcico (de ratio Ca/P menor) observado por Microscopio Electrónico de Transmisión, que coexiste con la hidroxiapatita y que puede formar hidroxiapatita en presencia de flúor; sin embargo sus estudios fueron realizados in vitro. Glimcher [36] en 1991 aseguraba que la fase mineral del hueso aparece depositada en forma de apatita pobremente cristalinizada (no hidroxiapatita) conteniendo carbonato al 5% y fosfato entre 5 y 10%. Con el tiempo la ratio Ca/P se acercaba a los valores aproximados de la hidroxiapatita (1.67), cuyo contenido en carbonato aumentaba al tiempo que disminuye el fosfato. En 1992 Roberts y colegas [37] realizaron un estudio por resonancia nuclear magnética (RNM) y difracción de rayos X de fracciones de huesos embrionarios, encontrando en un principio una apatita pobremente cristalinizada, la cual pudiese ser la causa de disminución de la ratio Ca/P. Estudios realizados por Ducheyne y colegas [38] aseguran que el valor estequiométrico de la hidroxiapatita es de 1.67. Sin embargo, más recientemente Zaichick y Tzaphlidou [39] han atribuido a la hidroxiapatita un valor estequiométrico de 2.16, similar al que se ha obtenido en nuestro estudio, lo que implica crecimiento óseo. En lo que respecta a la interfaz hueso-implante de las muestras, se realizó un análisis exhaustivo en distintas zonas de contacto recogiendo puntos de la parte ósea, de la interfase hueso-metal y del metal con el objetivo de averiguar si existe contaminación del metal en la estructura ósea-orgánica. En base a la interpretación de los resultados que se recogen de la cantidad de microelementos de cada muestra procedentes del barrido, se puede afirmar que no se aprecia contaminación. La presencia de aluminio en la interfaz es insignificante y sólo se aprecia un contenido de aluminio significativo en las zonas donde hay metal, como es de prever. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 317 Hay que destacar que el contenido de carbono presente en la interfase es bastante alto, pero esto es debido principalmente al proceso de corte de las muestras, por lo que no es significativo. La evaluación de la existencia de tejido óseo alrededor los implantes de titanio Ti6Al7Nb se llevó a cabo mediante estudios histopatológicos por microscopía óptica, cuya interpretación implica gran conocimiento de los mecanismos de formación de hueso como respuesta a la implantación. Efectivamente, la inserción de un implante ocasiona un traumatismo térmico y mecánico al tejido receptor. Si este traumatismo es moderado, el tejido óseo va a responder de forma escalonada, mediante fenómenos de inflamación, reparación y remodelación [40]. La neo-aposición ósea que se origina alrededor del implante, ocurre a partir de los márgenes de hueso fracturado durante la colocación del mismo, los cuales contienen núcleos aislados de osificación que se desarrollan en la interfase hueso-implante [41] [42]. Una primera fase corresponde a la formación del coágulo sanguíneo entre el implante y el hueso, con migración leucocitaria y actividad fagocítica. Posterior a las 48-72 horas de la colocación del implante, culmina la actividad fagocitaria y se inicia la formación de un pre-callo. Sucesivamente el pre-callo se enriquece de tejido conectivo compacto y de células mesenquimáticas, que se diferenciarán en fibroblastos y osteoblastos, convirtiéndose posteriormente en un callo [43]. Los osteoblastos, dispuestos sobre la superficie del implante, producen fibras osteogénicas calcificables, generando una matriz ósea (callo óseo) entre el implante y el hueso inicial, el cual madurará transformándose en tejido óseo neoformado [43]. En las primeras cuatro semanas del postoperatorio, la respuesta es masiva, iniciando posteriormente la remodelación. La neoformación ósea prosigue, mientras que simultáneamente los procesos iniciales de remodelamiento conducen a una gradual adaptación del hueso neoformado. En la octava semana postquirúrgica, la actividad de remodelado y adaptación morfo-estructural del tejido óseo neoformado alcanza su máxima expresión [44]. En nuestro estudio, los análisis histológicos de la interfaz hueso-implante de las muestras han tenido una buena osteointegración, existiendo un íntimo contacto entre la superficie del implante (aleación Ti6Al7Nb) y el hueso, y observándose estructuras con osteonas, osteocitos y canales de Havers propias de los tejidos óseos. Se aprecia que la respuesta ósea local ante la presencia de los implantes de titanio Ti6Al7Nb fue adecuada y rápida, comenzando desde las primeras etapas, la diferenciación de tejido fibroso a tejido óseo. No se aprecia diferencia significativa entre los distintos tratamientos aplicados a las placas. 11.7. Conclusiones. El contenido de este último apartado de la Tesis Doctoral lo constituye la recopilación de aportaciones y conclusiones que han surgido como fruto de la labor desarrollada. En este contexto se expone a continuación, en forma concreta y sinóptica, lo que a juicio de la doctoranda constituyen las aportaciones y las conclusiones finales de la Tesis Doctoral. Resultados Experimentales y Discusión 318 Aportaciones Generales  Elección del modelo apropiado de animal de experimentación, el minipig, ampliamente avalado por la bibliografía existente.  Gestión de los trabajos de acondicionamiento del Bioterio ý del quirófano experimental de la Unidad de Investigación del Hospital Universitario de Gran Canaria Doctor Negrín, en base normativa específica, Directiva del Consejo 86/609/CEE respecto al bienestar animal.  Gestión de la compra y traslado de los animales de experimentación desde el Servicio Centralizado de Animales de Experimentación de la Universidad de Córdoba hasta el Bioterio de la Unidad de Investigación del Hospital Universitario de Gran Canaria Doctor Negrín.  Garantizar que el transporte de los animales se hizo en habitáculo cerrado y homologado.  Garantizar que los animales sólo se emplearían para los fines específicos con lo que fueron adquiridos, la experimentación, y no para reproducirse.  Garantizar la eutanasia reglada de los animales en un periodo máximo de 6-9 meses, posterior al estudio.  Cumplir con la normativa respecto al bienestar animal, supervisando el estado óptimo de los animales en el periodo pre y postquirúrgico (control radiográfico según protocolo establecido).  Garantizar una respuesta biológica estandarizada, fiable y reproductible vía elección de animales homogéneos somáticamente (igualdad de sexo, peso y edad).  Estudio biomecánico de la anatomía del minipig, concretamente de la tibia como modelo de hueso escogido para realizar el estudio.  Diseño de un protocolo de implantación, seguimiento y rescate de los implantes, con el objeto de asegurar en el tiempo la buena fijación de los implantes y minimizar los tiempos de intervención de los animales.  Diseño del implante para asegurar una transferencia de carga al dispositivo implantado e inducir el crecimiento de hueso.  Modelado tridimensional del implante y simulación mecánica.  Fabricación de los implantes en el laboratorio de Fabricación del Departamento de Ingeniería Mecánica del Instituto Tecnológico de Canarias.  Aplicación de dos tratamientos superficiales distintos a los implantes. Los implantes marcados con número impar se sometieron al tratamiento superficial A (ataque ácido más tratamiento térmico) y los marcados con número par se sometieron al tratamiento B (tratamiento químico por inmersión, consistente en un tratamiento SBF más un tratamiento biovitrocerámico). Además, todos los implantes deberán arenarse con corindón, PK-150 para obtener una superficie rugosa.  Esterilización en autoclave y empaquetado en blíster de los implantes en la Unidad Experimental del Hospital Universitario Doctor Negrín.  Diseño de la técnica quirúrgica y puesta a punto de la metodología de trabajo mediante ensayo en cerdo muerto.  Garantizar la correcta anestesia de los animales y su monitorización completa previa y durante la intervención, estableciendo un protocolo anestésico apropiado para cada animal en aras de asegurar la máxima supervivencia de los individuos del experimento  Garantizar la administración de analgesia a los animales en el postoperatorio. 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