• Author / Uploaded
• pastor79

Citation preview

Introducción INTRODUCCIÓN. Biomateriales: materiales que se encuentran en contacto con organismos vivos. Pueden clasificarse: - Biotolerados: tolerados por el organismo. - Bioinertes: no reaccionan con el organismo. - Bioactivos: reaccionan con el organismo generando productos beneficiosos. Otra clasificación: - de origen artificial: metales, polímeros, cerámicos. - de origen natural: colágeno, elastina, (problemas de infecciones). Aplicaciones: sustitución de órganos, ayudar a la curación, mejorar determinadas funciones, reconstrucciones y funciones de soporte. Implantes: sustitución de tejidos blandos o duros, dispositivos. Factores fundamentales: - Biocompatibilidad, no existen rechazos por parte del organismo. - Tiempo de vida, definitivos o temporales. Debe considerarse el carácter del material (inerte, activo o tolerado) y la toxicidad de los productos de degradación.

RESPUESTA DEL TEJIDO AL IMPLANTE. La respuesta del tejido al implante se produce en la interfase tejido-biomaterial: - Tóxico, el tejido circundante muere. - No tóxico, se disuelve. - Biológicamente no activo, el tejido tiende a encapsularlo. - Biológicamente activo, se forma un enlace interfacial. La biocompatibilidad debe ser química (toxicidad), mecánica y médica. Factores que controlan la biocompatibilidad: material, organismo receptor y sistema

ESPECIFICACIONES PARA MATERIALES DE IMPLANTES. - Resistencia al ataque de los fluidos del cuerpo y a las fuerzas. - Conformables. - No deben producir alergias, interferir en los mecanismos de defensa ni provocar trombos sanguíneos, coagulación o desnaturalización de las proteínas. MATERIALES USADOS COMO BIOMATERIALES: - Cerámicos: Al2O3, ZrO2, CaSO4, CaPO4, vitrocerámicas, biovidrios, OHAp, carbono. - Metálicos: aceros inoxidables, aleaciones de titanio y cobalto, Ta, Pt, Au y Ag. - Polímeros: biodegradables y bioestables. - Compuestos: mejores propiedades que los constituyentes individuales o propiedades diferentes. TIPOS DE IMPLANTE: - Sustitución de tejidos blandos: suturas, adhesivos, implantes maxilofaciales, piel artificial. - Sustitución de tejidos duros: huesos, dientes. - Dispositivos: marcapasos, sensores, imanes.

DISEÑO DE BIOMATERIALES. 1. Identificación de una necesidad. 2. Diseño del dispositivo que solucione la demanda. 3. Síntesis del material del que se realizará el dispositivo. 4. Evaluación del material sintetizado. 5. Fabricación del dispositivo. 6. Esterilización y embalaje del dispositivo fabricado. 7. Evaluación del dispositivo. 8. Introducción de la reglamentación que afecta al dispositivo. 9. Aplicación clínica del dispositivo. 10. Retirada del dispositivo. Factores: tipo de material utilizado, interfase, respuesta del huésped, técnica quirúrgica empleada, calidad del tejido circundante, diseño biomecánico del dispositivo. Ensayos para determinar si el material se solubiliza generando partículas de desgaste, y en caso afirmativo, el efecto de las mismas en el tejido. Los problemas que puedan surgir a largo plazo se evalúan mediante estudios epidemiológicos. La retirada de implantes proporciona información referida al diseño y selección del material: problemas de corrosión y desgaste de aleaciones, de disolución y desprendimiento de CaPO 4, de desgaste de superficies articuladas o de fractura por fallos mecánicos.

MATERIALES DE ORIGEN ARTIFICIAL. 1. Cerámicos. Bioinertes (Al2O3, ZrO2, TiO2, C), o Bioactivos (CaPO4, biovidrios, vitrocerámicos). Biocompatibles, inertes y resistentes a la compresión pero frágiles. 2. Metales. Aceros inoxidables, aleaciones de titanio y cobalto, Pt, Au, Ag y Ta. Duros, tenaces y dúctiles pero densidad elevada y problemas de corrosión. 3. Polímeros. Bioestables (PMMA, PP, PE) o biodegradables (PGA, PLA). Elásticos y fácilmente conformables, pero se deforman con el tiempo y presentan problemas de degradación. 4. Materiales compuestos. Duros, pudiendo diseñarse a medida, pero difícilmente conformables.

Propiedades en masa de los materiales INTRODUCCIÓN. Las propiedades en masa y de superficie. La relación entre el material y el entorno es bidireccional: debe tenerse en cuenta la biocompatibilidad. Deben conocerse las propiedades y prever los cambios de las mismas con el tiempo. También se tendrán en cuenta en la selección del material y el diseño del dispositivo

ESTRUCTURA Y MICROESTRUCTURA. MICROESTRUCTURA DE MATERIALES PUROS. Cristales de materiales puros: poseen la misma estructura y distinta orientación, son pequeños y opacos. CARACTERÍSTICAS MICROESTRUCTURALES. - Tamaño del grano: las muestras con tamaño de grano pequeño son más fuertes. - Coexistencia de varias fases: distinta composición química y estructura cristalina. Muchos materiales de implantes son multifásicos.

PROPIEDADES EN MASA DE LOS MATERIALES. Existen multitud de propiedades masivas. Para la mayoría de las aplicaciones biomédicas las principales son la resistencia mecánica y la reactividad química.

PROPIEDADES MECÁNICAS DE LOS MATERIALES. Dependen de la microestructura. Reología: estudia la deformación y flujo de los materiales sometidos a carga. Propiedades reológicas básicas: elasticidad, plasticidad, viscosidad y fractura COMPORTAMIENTO ELÁSTICO. Para cargas pequeñas todos los sólidos se comportan de forma elástica y cumplen la ley de Hooke. El alargamiento es función de la geometría y la composición. Se normaliza: - Tensión por área de la sección transversal. - Alargamiento por longitud inicial.

 

F S

y

 

l l0

En materiales flexibles se hace una medida directa de deformación (gomas, polímeros y tejidos blandos). Para materiales rígidos se emplean métodos indirectos (como medidas de la resistencia eléctrica). En el caso de esfuerzos de cizalladura la carga es paralela al área sobre la que actúa. La ley de Hooke también sirve:

  G  y   E  siendo E el módulo elástico y G el módulo de cizalladura, propiedades intrínsecas del material.

Las constantes elásticas son una manifestación macroscópica de la fuerza de los enlaces interatómicos. Materiales con enlaces fuertes tienen módulos elevados y materiales con enlaces débiles módulos bajos. Monocristales (polímeros, tejidos) son anisotrópicos; su rigidez varía al cambiar la orientación de la fuerza respecto a las direcciones de los enlaces. Policristales (mayoría de metales y cerámicas) son isotrópicos, formados por cristalitos con una distribución múltiple de orientaciones; presentan un módulo único. ENSAYOS MECÁNICOS 1. Tracción: se aplica esfuerzo de tracción y se mide alargamiento. 2. Fractura: se aplica esfuerzo de tracción al material hasta la rotura. 3. Compresión: las muestras se comprimen hasta aplastarlas. 4. Flexión: Se determina las tensión a la que están sometidas las fibras externas. 5. Torsión: se mide el momento torsor frente a la desviación angular FRACTURA Debido a la tensión se produce el crecimiento de los defectos y finalmente la rotura. El número y tamaño de los defectos, ( principalmente poros), es el factor que más afecta a la tenacidad. La deformación puede ser elástica o plástica. Los metales y las aleaciones son los únicos materiales que presentan deformación plástica verdadera, lo cual les confiere su conformabilidad. La deformación plástica hasta la fractura es una medida cuantitativa de la ductibilidad Las cerámicas y muchos polímeros sólo presentan comportamiento frágil: no hay reordenamiento a larga distancia. TENACIDAD. Es el trabajo para deformar la muestra hasta la rotura, y representa la resistencia del material a la propagación de grietas Es proporcional al área bajo curva tensión-deformación. Para aumentar la tenacidad y el límite elástico se puede hacer un afino de grano (tamaño de grano más pequeño), realizar trabajo en frío, introducir elementos aleantes o recurrir a microestructuras multifásicas. FLUENCIA La fluencia es el alargamiento continuo de un material bajo carga dependiente del tiempo debido al flujo viscoso. Se produce la relajación de tensiones: para una deformación dada cada vez es necesaria una carga menor para producir esa deformación . Para materiales viscoelásticos hay que determinar el módulo aparente y la velocidad de realización del ensayo En los biomateriales toda la deformación no elástica se considera deformación plástica. FATIGA La fractura por fatiga se produce para tensiones inferiores a la tensión de rotura cuando se aplican cargas cíclicas.

Se debe a la existencia de grietas microscópicas que se van propagando en cada ciclo de carga hasta que en un ciclo concreto se supera la tenacidad del material y éste rompe. El límite de fatiga depende de varios factores: número de ciclos, entorno (humedad, % de sales), temperatura, condiciones de conservación, grado de deterioro de las muestras, velocidad de los ciclos. TENACIDAD Es la capacidad de un material para deformarse plásticamente bajo el campo de tensiones existente en el vértice de una grieta. Para asegurar que un material no romperá, se calcula el factor de concentración de tensiones, que depende del tamaño y forma de la grieta y de la tensión aparente de la grieta. La tenacidad de un material se evalúa mediante el ensayo Charpy. El procesado influye en las propiedades: un metal trabajado en frío tiene elevada tenacidad y baja ductilidad; si se somete a un recocido, aumentará su ductilidad y disminuirá su tenacidad. DUREZA La dureza es la resistencia que presenta un material a ser deformado plásticamente (a ser penetrado por otro).

Propiedades de superficie. INTRODUCCIÓN. En el desarrollo de nuevos materiales y dispositivos implantables se debe tener en cuenta la función, la durabilidad y la biocompatibilidad. Para materiales y dispositivos no tóxicos tiene lugar un intercambio con el medio a través de la superficie.

CARACTERÍSTICAS GENERALES DE LA SUPERFICIE. 1. Es la única zona del material reactiva. 2. Es diferente del bulk. 3. Se contamina fácilmente. 4. A veces se modifica por el movimiento de átomos y moléculas cerca de la superficie.

PARÁMETROS DE SUPERFICIE. Los parámetros que predominan en las respuestas biológicas de la superficie son: - Rugosidad. - Humectabilidad. - Movilidad. - Composición química. - Cristalinidad. - Heterogeneidad de comportamientos frente a la reacción biológica.

TÉCNICAS DE MEDIDA: PREPARACIÓN Y ANÁLISIS DE LA MUESTRA. PREPARACIÓN DE LA MUESTRA. La preparación debe hacerse de forma que se parezca lo más posible al dispositivo sometido a ensayo. Las huellas digitales pueden ocultar información importante y los materiales de embalaje pueden transferirse a la superficie: analizar la superficie del material de embalaje y de la muestra. Para microscopía se usan bolsas de PE cerradas a P y para cultivos celulares material de plástico. ANÁLISIS DE LA MUESTRA Los métodos empleados para analizar la superficie pueden alterarla. Se debe utilizar más de un método. Los datos de dos o más métodos deben ser concordantes. PROPIEDADES ESPECÍFICAS DE CIERTOS MATERIALES 1. Materiales orgánicos y poliméricos. Se dañan fácilmente, tienen una elevada movilidad superficie. 2. Metales, cerámicos, vidrios, carbones. Se contaminan con rapidez. 3. Conductores eléctricos. Interacción con R-X, iones. 4. Aislantes. Requieren métodos especiales.

MÉTODOS PARA CARACTERIZAR SUPERFICIES.

MÉTODOS DE ÁNGULO DE CONTACTO. Debe existir equilibrio entre la tensión de vapor y la tensión interfacial de la gota:

 S  L   S  L   L V  cos 

El equilibrio se manifiesta por el ángulo de contacto entre la gota y la superficie, que permite calcular la energía de superficie, S-V. Método Zisman: para obtener la tensión crítica se sitúan sobre un sólido gotas de diferente tensión L-V y se mide el ángulo de contacto, . Se representa L-V frente a  y se extrapola para  = 0, obteniéndose así la tensión crítica. Ventajas: barato, fácil de usar, explica cómo interaccionará la superficie con el medio. Inconvenientes: la medida depende del operario, la rugosidad y la heterogeneidad superficial influyen en el resultado, la información ç debe deducirse, sirve para pocas geometrías y los líquidos que se depositan sobre la superficie pueden disolverla, absorberse o reordenar su estructura. XPS o ESCA (ESPECTROSCOPÍA PARA ANÁLISIS QUÍMICO). Cuando la R-X interacciona con la muestra se produce la emisión de electrones internos. En función de su energía puede determinarse la naturaleza y el entorno del átomo: BE  h  kE siendo BE la energía ligada al electrón (lo que quiere determinarse), h la energía de la radiación incidente (conocida) y kE la energía cinética del electrón emitido (medida por XPS). Se realizan barridos amplios para registrar la energía de todos los electrones emitidos y barridos finos para registrar la energía de los electrones de cada elemento (aumenta la resolución). Los electrones de zonas profundas pierden energía en choque anelásticos, (no emergen), los de la superficie no pierden energía (emergen) y los de zonas intermedias pierden energía pero emergen. Permite identificar elementos (excepto H y He), determinar la composición, da información sobre el entorno, identificar grupos orgánicos, estudiar superficies hidratadas congeladas y analizar transiciones electrónicas complejas. Ventajas: rápido, produce poco daño superficial y no requiere preparación de la superficie. Inconvenientes: caro, requiere experiencia y debe ser compatible con vacío (no pueden analizarse compuestos volátiles a menos que se utilice un accesorio criogénico). SIMS (ESPECTROSCOPÍA DE MASAS DE IONES SECUNDARIOS). Permite obtener el espectro de masas de los 10 A más externos: esencial para conocer la composición de la superficie. Tiene una instrumentación compleja por lo que es muy caro. Se bombardea la superficie con un haz de iones acelerados (Xe, Ar) que arranca átomos y moléculas de la superficie analizándose la relación masa/carga de los iones. Puede ser: - SIMS estático: se arranca menos de una monocapa de átomos. - SIMS dinámico: se arranca mucho material. Permite identificar elementos (también H y He), determinar la estructura, analizar fragmentos de elevado peso molecular o que se encuentran en baja concentración, estudiar semiconductores, polímeros, compuestos inorgánicos, polvo y fibras. SEM (MICROSCOPÍA ELECTRÓNICA DE BARRIDO). La muestra se irradia con electrones y éstos pueden atravesarla, absorberse o provocar emisiones (electrones retrodispersados del haz, electrones secundarios del material, emisión Auger).

Para analizar superficies un haz primario incide sobre la muestra, emergiendo electrones secundarios. Los electrones secundarios proporcionan imágenes de buena calidad, mientras que los retrodispersados originan imágenes de peor calidad, aunque son muy sensibles a la composición. SEM en no conductores: se recubren de una capa de metal gruesa (300 A): no se ve la superficie sino la capa de metal. Si el recubrimiento es bueno la visión de la geometría de la superficie será buena. A grandes aumentos puede observarse la textura del metal. Permite conocer la rugosidad y textura: interpretar los datos de otras técnicas (XPS, SIMS). SEM de bajo voltaje: no requiere metalización: estudio de la química de superficie y la geometría en no conductores. SEM ambiental: estudio de muestras húmedas sin recubrir. EDXA (IDENTIFICACIÓN DE ELEMENTOS). Un haz de electrones primarios produce R-X; permite identificar elementos. Penetra un micrómetro o más, lo cual permite ver concentraciones atómicas en el Bulk. IR (ESPECTROSCOPÌA INFRARROJA) Permite analizar grupos químicos y la orientación: registra vibraciones de átomos y moléculas. Es posible utilizar accesorios que aumenten la señal de la superficie y disminuyen la señal del bulk: FTIR. FTIR: la relación señal ruido es alta y la precisión espectral también. La masa de la superficie es baja, lo cual condiciona el límite de sensibilidad del aparato. ATR (Accesorio de IR): proporciona información estructural de una zona amplia cercana a la superficie. FTIR-ATR: la relación señal ruido es muy alta. Puede eliminar la señal del agua en más de un 99%. STM (MICROSCOPÍA TÚNEL DE BARRIDO). Proporciona la imagen de densidad electrónica de la superficie a escala átomica. Mide corriente eléctrica, por lo que se usa para conductores y semiconductores. La punta de barrido se sitúa a una distancia inferior a 5-10 A de una superficie conductora (solapan las nubes electrónicas de punta y superficie); al aplicar un potencial aparece una corriente túnel: Hay dos formas de realizar las medidas: - Mantener la altura constante y se registra la variación en la intensidad de corriente, J. - Se mantiene la corriente constante y se registra la altura de la punta. AFM (MICROSCOPÍA DE FUERZA ATÓMICA). Mide la deflexión que experimenta un brazo nivelador, que proporciona una medida indirecta de las fuerzas. Se emplea para conductores y no conductores, y puede emplearse para muestras acuosas, en aire o en vacío.

Metales. INTRODUCCIÓN. Es importante conocer la composición, estructura y propiedades así como los principios metalúrgicos en los que se basa la fabricación y la relación entre la estructura y las propiedades. APLICACIONES DE LOS IMPLANTES METÁLICOS. - Ortopedia - Cirugía oral y máxilofacial (tornillos, implantes dentales y placas craneofaciales) - Cirugía cardiovascular (partes de corazón artificial, válvulas, grapas para aneurismas, marcapasos y catéteres).

PASOS PARA FABRICAR IMPLANTES METÁLICOS. 1. Obtención del metal puro a partir de las menas. 2. Fabricación de formas comerciales. 3. Fabricación del dispositivo preliminar y final. Para facilitar la fijación al hueso se aplican recubrimientos macro o microporos. - Se puede bombardear con bolitas o fibras metálicas que se unen al substrato por sinterización. El calentamiento permite la difusión, formándose puntos de unión. - Se pueden hacer recubrimientos por plasma – spray: las partículas funden y solidifican, obteniéndose un recubrimiento rugoso. - Implantación iónica. - Nitruración: un haz de iones N- se dirige hacia el implante en atmósfera de vacío para conseguir mayor dureza superficial y mayor resistencia al desgaste. Para mejorar el aspecto se hacen tratamientos de terminación del implante: - Limpiado químico - Pasivado ( con ácido apropiado). - Tratamiento electrolítico ( eliminando Impurezas de la superficie). MICROESTRUCTURAS Y PROPIEDADES. Las propiedades son función de la estructura del metal y la historia del procesado.

ACEROS. El más común es el 316 L (austenítico inoxidable forjado bajo en carbono, % de C < 0,03 %): Fe (60-65 %), Cr (17-19 %), Ni (12-14 %),N, Mn. Mo, P, Si, y S. Para reducir la corrosión se pueden añadir aleantes a la superficie o al bulk. El Cr aumenta la resistencia a la corrosión, al formarse Cr2O3 en la superficie. El Cr es alfágeno (estabiliza la fase , BCC, más débil) por lo se añade Ni que estabiliza la fase , FCC, más resistente. Si el contenido en carbono supera el 0,03% precipita Cr23C6 en los límites de grano, disminuyendo la cantidad de Cr2O3 en la superficie y aumentando la posibilidad de fractura: aceros sensibilizados. MICROESTRUCTURA Y PROPIEDADES.

La fase  (FCC) es la fase estable. No debe haber fase alfa ni carburos o sulfuros ferrosos porque favorecen la corrosión. El tamaño de grano debe ser uniforme. Se trabaja con aceros con un 30 % de trabajado en frío, que presentan un elevado límite elástico y baja ductilidad, una elevada resistencia última a la fractura y una elevada resistencia a la fractura. Se usa para fabricar prótesis temporales (tornillos) que necesitan una elevada resistencia.

ALEACIONES DE COBALTO. F75 (70/30 Co/Cr) Es resistente a la corrosión en entorno de cloruros debido a su composición y a la formación de Cr2O3. CONFORMADO. El metal fundido se introduce en un molde cerámico donde solidifica. Se rompe el molde y continúa el procesado hasta que se tiene el dispositivo final:vástagos de prótesis de cadera e implantes dentales. CARACTERÍSTICAS MICROESTRUCTURALES. 1. Formación de dendritas. Durante el enfriamiento de equilibrio del moldeo se forma una matriz rica en Co (fase ) y carburos interdendríticos, en cuyos límites de grano se forman carburos metálicos (M23C6, M: Co, Cr, Mo), compuestos intermetálicos  ricos en Co y Mo y compuestos intermetálicos  ricos en Co. Puesto que el enfriamiento es de no equilibrio, se produce segregación, aumentando la cantidad de Co en las dendritas: zonas anódicas, electroquímicamente distintas al resto de la estructura, que dificultan la aplicación de recubrimientos porosos. 2. Tamaño de grano alto. Tamaño de grano alto, poco aconsejable ya que disminuye el límite elástico de la aleación. 3. Defectos de moldeo. La inclusión de partículas del molde en el metal favorece la rotura por fatiga. MEJORA DE LAS PROPIEDADES. Pulvimetalurgia. Aleación con un tamaño de grano pequeño, lo que aumenta el límite elástico, la resistencia a la fatiga y la tenacidad de fatiga. La distribución de carburos es mejor, la dureza aumenta. RECUBRIMIENTOS POROSOS. La microestructura del recubrimiento depende de la historia del procesado de las esferitas y el implante, y del proceso de sinterización que une las esferas al sustrato y entre ellas. La sinterización es compleja, ya que requiere alcanzar temperaturas que reducen la resistencia a la fatiga. Además, los sitios de unión constituyen concentradores de tensiones. F799 Esta aleación se procesa mecánicamente. Se diferencia de la F75 porque: - Se forja a 800ºC (aleación termomecánica). - Presenta diferente composición. - La estructura de granos se encuentra más trabajada. F790 La presencia de W y N mejora la maquinabilidad y las propiedades de fabricación.

Sus propiedades mecánicas son parecidas a las de la F75, pero con un trabajado en frío del 44% las dobla. F572 Presenta multitud de fases en su estructura, predominando en la misma Co y Ni. TRABAJADO EN FRÍO. La microestructura puede controlarse mediante tratamientos térmicos y trabajado en frío (que aumenta la resistencia). La transformación de la fase cúbica a la hexagonal es lenta, pero se ve afectada por la deformación plástica y la adición de aleantes. Un trabajado en frío del 50% aumenta la fuerza conductora de esta transformación, formándose placas delgadas hexagonales en los granos cúbicos, lo que aumenta la fortaleza de la aleación. Si además se produce un proceso de envejecimiento (430-650ºC) aparecen precipitados de Co-Mo en las placas hexagonales, aumentando aún más su fortaleza.

ALEACIONES DE TITANIO. F67, TITANIO COMERCIALMENTE PURO. Son aleaciones monofásicas (HCP), con poco trabajado en frío (30%). El contenido en oxígeno modifica el límite elástico y de fatiga. F136, ELI-Ti-6Al-4V Es una aleación bifásica , ya que la fase  es frágil, presenta una mala forjabilidad y baja resistencia mecánica. Sus propiedades dependen de los tratamientos térmicos a los que se somete y la cantidad de trabajado en frío. El aluminio estabiliza la fase  (HCP) y el vanadio la  (BCC). En ocasiones se utilizan recubrimientos porosos o por plasma-spray para mejorar las propiedades. A temperaturas superiores a 1000ºC; un enfriamiento lento hasta temperatura ambiente origina una estructura bifásica widmanstätten. Si a temperaturas inferiores a 1000ºC se realiza un temple se obtiene una estructura basketweane. A temperaturas inferiores a 1000ºC la estructura más común es la mill-annealed. La adición de O, C y N origina el endurecimiento por solución sólida intersticial. La presencia de TiO2 en la superficie mejora la resistencia a la corrosión y el comportamiento de la aleación en el medio biológico.

CORROSIÓN Y DEGRADACIÓN DE IMPLANTES METÁLICOS. CORROSIÓN. La corrosión disminuye las propiedades mecánicas y genera productos tóxicos que libera al medio, lo cual impide la biocompatibilidad. La presencia de agua, oxígeno disuelto, proteínas y ciertos iones (Cl-, OH-) hace que los metales formen hidróxidos, óxidos, cloruros, que son más estables termodinámicamente. Las picaduras pueden producirse en zonas de unión de distintos metales, fronteras de grano, zonas con distintas concentraciones de oxígeno y zonas donde se produce erosión o fricción. Si la concentración del metal es superior a 106 at gr/l, se produce la corrosión.

Si la concentración del metal es inferior a 106 at gr/l, el metal es inmune: protección catódica. El metal se pasiva si se forma una capa sólida estable (óxido, hidróxido,sal) adherente. Si la capa presenta discontinuidades carece de utilidad. La corrosión puede producirse bajo carga estática o bajo carga cíclica (corrosión-fatiga). DESGASTE Si existe fricción se generan partículas que pasan al medio; éstas pueden resultar tóxicas para el mismo, por lo que la resistencia al desgaste de estas aleaciones debe ser elevada.

Biomateriales poliméricos. INTRODUCCIÓN Los polímeros están formados por unidades funcionales, monómeros, que se repiten formando cadenas. Pueden ser naturales o sintéticos. Pueden sintetizarse mediante diversos métodos: 1. Pérdida de insaturación. 2. Eliminación de una molécula pequeña.

PROPIEDADES DE LOS POLÍMEROS.

PESO MOLECULAR. Cuando se sintetiza un polímero se obtiene una distribución de pesos moleculares. Si es necesario comparar dos polímeros se usa el parámetro peso molecular medio. 1. Media sobre el número de moléculas: número medio de pesos moleculares (las cadenas largas influyen más que las cortas).

N M  N i

Mn

i

i

i

i

donde Ni es el número de moles de la especie i, y Mi el peso molecular de la misma. 2. Media sobre el peso de cada cadena: media pesada de pesos moleculares.

Mw

N M  N M i

2 i

i

i

i

i

Si todas las cadenas tuviesen el mismo peso molecular, Mn = Mw. La anchura de la distribución de la distribución de pesos moleculares, índice de polidispersidad, viene dada por:

Mw Mn Polímeros de elevado peso molecular presentan elevadas propiedades físicas y elevada viscosidad.

SÍNTESIS. 1. ADITIVA: Reacción en cadena, a partir de monómeros insaturados. - Iniciación: un iniciador abre el doble enlace. - Propagación: la cadena crece. - Terminación: reacción con un agente de transferencia, obteniéndose el polímero. 2. CONDENSATIVA: Crecimiento por pasos. Los monómeros reaccionan formando un enlace covalente y eliminando una molécula pequeña. RELACIÓN ENTRE EL MÉTODO DE SÍNTESIS Y LAS PROPIEDADES.

1. Polimerización por radicales libres (aditiva): Es difícil controlar el peso molecular. Se añaden agentes de transferencia para controlarlo. 2. Polimerización iónica (aditiva): Puede controlarse la distribución de pesos moleculares: Mw/Mn = 1. 3. Polimerización por adición: Pueden obtenerse: Homopolímeros: todas las unidades de la cadena son iguales. Copolímeros: al menos existen dos tipos de monómeros. Se pueden tener: Al azar: propiedades próximas a la media de ambos. Alternados En bloque: tienden a la separación de fases, y tienen las propiedades de cada homopolímero. 4. Polimerización por condensación: Se obtienen copolímeros, cuyas propiedades dependerán de: Tipo de monómero. Peso molecular del polímero. Distribución de pesos moleculares en el copolímero. RETICULACIÓN POSTPOLIMERIZACIÓN. La reticulación puede ser química o física.

POLÍMEROS EN ESTADO SÓLIDO. TACTICIDAD. Se refiere a la disposición de los sustituyentes en la cadena: Isotáctico: todos los sustituyentes del mismo lado. Sindiotáctico: sustituyentes alternados. Atáctico: sustituyentes al azar. Los isotácticos y sindiotácticos cristalizan en condiciones favorables. Los atácticos son amorfos. CRISTALINIDAD. Nunca son totalmente cristalinos: Amorfos Semicristalinos: La presencia de cristalitos mejora las propiedades mecánicas, aumenta la resistencia a la fatiga y proporciona propiedades térmicas inusuales. PROPIEDADES MECÁNICAS. En función de la velocidad de deformación y la temperatura un polímero puede ser frágil (velocidad de deformación elevada o temperaturas bajas) o elastómero. 1. Polímeros elastómeros amorfos. Son blandos y extensibles reversiblemente. A nivel local hay libertad de movimiento, pero a grandes distancias la reticulación impide el flujo. A elevadas deformaciones no puede conocerse el comportamiento mecánico; la mayoría sufren rotura catastrófica, pero los polímeros semicristalinos soportan en el punto de rotura la mayor tensión de deformación inelástica. COMPORTAMIENTO A FATIGA. Es importante en aquellas aplicaciones donde exista tensión dinámica (por ejemplo, corazón artificial). Cuanto mayor es la tensión aplicada menor es el número de ciclos que puede aguantar el material. Algunos materiales presentan un límite de fatiga, por debajo de la cual no se producirá el fallo.

PROPIEDADES TÉRMICAS. 1. Polímeros no cristalinos: en estado fundido o líquido la energía térmica es suficiente para producir movimiento Browniano. Cuando se alcanza Tg cesan los movimientos de largo alcance. T < Tg: duros y vítreos. T > Tg: elastómeros. 2. Polímeros cristalinos: funden a la temperatura Tm. Tg y Tm se determinan por calorimetría diferencial de barrido. RESPUESTA VISCOELÁSTICA DE POLÍMEROS. En función del tipo de polímero se tienen distintos comportamientos viscoelásticos. 1. Polímero lineal amorfo: TTg: el módulo de elasticidad permanece constante. Se producen movimientos de largo alcance, pero éstos no pueden superar los efectos del enmarañamiento: no se produce el flujo. A una temperatura elevada el polímero empieza a fluir, produciéndose un brusco descenso del valor del módulo. 2. Polímero reticulado: No presentan la última zona en la que se produce el flujo. 3. Polímero semicristalino: La curva es similar a la correspondiente a polímeros lineales amorfos, pero la zona de módulo constante se encuentra a mayores valores de E y la disminución del módulo en la última zona es inferior debido al efecto de los cristalitos. 4. Polímeros reticulados químicamente: Las curvas son similares a las de los polímeros amorfos lineales hasta que se alcanza el régimen de flujo, ya que el entrecruzamiento inhibe el flujo. No pueden procesarse por fusión. 5. Copolímeros: Presentan diversas transiciones térmicas. Al azar: Tg media pesada de la Tg de los homopolímeros. En bloques: Tg de cada homopolímero, aparecen algo desplazadas porque la separación de fases es incompleta.

TÉCNICAS DE CARACTERIZACIÓN DE POLÍMEROS. DETERMINACIÓN DEL PESO MOLECULAR GPC (Cromatografía de exclusión por tamaños). Se hace pasar una solución del polímeros por una columna de lecho poroso: - Cadenas de elevado peso molecular: no se retienen y eluyen en primer lugar. - Cadenas de bajo peso molecular: se retienen, y tardan más en ser eluidas. Se mide una propiedad del eluyente frente al tiempo para determinar la cantidad de polímero en cada intervalo. MEDIDAS DE PRESIÓN OSMÓTICA. Se tiene una solución en la que el disolvente presenta menor actividad con respecto al disolvente puro; esto se compensa mediante la aplicación de presión osmótica, que se relaciona con Mn:

 1    R T    A2  C  A3  C  ... C Mn 

Se preparan disoluciones de concentración decreciente y luego se extrapola a 0:

lim C  0

 R T  C Mn

TÉCNICAS DE DISPERSIÓN DE LUZ. Se basa en que la dispersión de la luz en una solución diluida es proporcional al número de moles.

 1  KC  R T    A2  C  A3  C  ... R M w  Se miden soluciones con concentración variable y luego se extrapola a 0 para determinar Mw. DETERMINACIÓN DE LA ESTRUCTURA. IR. La radiación IR pasa a través de la muestra, registrándose número de ondas de los distintos picos de absorción. Se emplea para determinar la estructura química. RMN. Se emplea para determinar la composición química y determinar movimientos locales de las moléculas de polímero. DISPERSIÓN DE RAYOS X DE GRAN ÁNGULO. Los sólidos cristalinos difractan los R-X. Pueden determinarse los espaciados interplanares. Se emplea para determinar la estructura local de polímeros cristalinos. DISPERSIÓN DE RAYOS X DE BAJO ÁNGULO. Se emplea para determinar la estructura de materiales multifásicos (copolímeros e ionómeros). MICROSCOPÍA ELECTRÓNICA. Se emplea para obtener datos morfológicos del polímero. Requiere un contraste suficiente de densidad electrónica y estructuras que presenten tamaño suficiente. DETERMINACIÓN DE PROPIEDADES MECÁNICAS Y TÉRMICAS. ENSAYOS DE TRACCIÓN. Para una velocidad de deformación constante se registra la tensión necesaria para deformar el material. Se emplea para obtener distintos módulos. ANÁLISIS MECÁNICO DINÁMICO. Se mide la tensión para producir una deformación mientras la temperatura aumenta lentamente para determinar el comportamiento de polímeros a deformaciones pequeñas y cíclicas. CALORIMETRÍA DIFERENCIAL DE BARRIDO. Se suministra calor a la muestra y se registra la variación de energía. Los datos se representan obteniéndose diagramas E – T. Se emplea para determinar la temperatura de transición vítrea, la temperatura de cristalización y la temperatura de fusión.

CARACTERIZACIÓN DE LA SUPERFICIE. Se emplean técnicas de superficie: - XPS - MEDIDAS DE ÁNGULO DE CONTACTO. - ATR – FTIR - SEM

POLÍMEROS USADOS EN MEDICINA HOMOPOLÍMEROS. PMMA. Polímero de adición, de cadena lineal, hidrofóbico, vítreo a temperatura ambiente; se procesa por fusión. Presenta elevada transmitancia a la luz: lentes intraoculares (IOL) y lentes de contacto duras. Se emplea como cemento óseo. POLI – HEMA. Es hidrofílico. Se usa entrecruzado con EGPM para evitar la disolución del polímero al hidratarse (lentes de contacto blandas). Si se produce la hidratación total se obtiene un hidrogel hinchado. PE. Es tenaz, resistente a grasas y aceites y barato. En la forma de elevado peso molecular soporta bien las temperaturas de esterilización, (tubos de drenaje y catéteres). En la forma de ultraalto peso molecular se usa para la fabricación de acetábulos de caderas. PP. Presenta elevada rigidez, buena resistencia química y una resistencia a la tracción superior a la del PE. Se emplea en aplicaciones similares a las del PE. PTFE (TEFLÓN). Polímero de elevada estabilidad química y térmica, difícil de procesar. Es muy hidrofóbico y presenta buena lubricidad. En forma microporosa se emplea en injertos vasculares. PVC. Puro es frágil y duro, pero si se adicionan plastificantes se hace flexible y suave; el cuerpo extrae los plastificantes, que son tóxicos, por lo que disminuye la plasticidad. Se emplean para fabricar conducciones para transfusión de sangre, alimentación y diálisis. PDMS. Presenta uniones Si-O en la cadena principal. Sus propiedades son poco sensibles a la temperatura. Es muy versátil: tubos de drenaje, catéteres, aislante de conductores de marcapasos, injertos vasculares. Por ser permeable al oxígeno: oxigenadores de membrana. Por ser flexible y estable: articulación de dedos, vasos sanguíneos, válvulas cardíacas, implantes. POLICARBONATO Es un polímero claro, tenaz y de elevada resistencia al impacto. Se emplea en lentes para gafas, gafas de seguridad y cubiertas de oxigenadores, máquinas by-pass. NYLON. Su polimerización se produce por apertura de anillos lactama.

Se emplea para fabricar suturas quirúrgicas. COPOLÍMEROS. PGL. La polimerización se produce abriendo anillos de ácido glicólico y láctico: copolímero al azar. Las uniones éster sufren degradación hidrolítica gradual, produciéndose la resorción (suturas reabsorbibles, que trancurridos 14 días mantienen su fortaleza). PTFE – FEP. Se usa en aplicaciones similares a las del PTEF, pero su punto de fusión es inferior, por lo que tiene una mayor trabajabilidad, manteniendo la inercia química y disminuyendo la fricción. POLIURETANO. Tras la polimerización se tienen copolímeros en bloque. Si Tg es superior a la temperatura ambiente son duros. Si Tg es inferior a la temperatura ambiente el comportamiento es elástico. Son elastómeros tenaces, que presentan un buen comportamiento a la fatiga y mantienen bien la sangre. Se emplean como aislantes de conductores en marcapasos, injertos vasculares, bombas para asistir al corazón y para fabricar cámaras de corazones artificiales.

Hidrogeles. INTRODUCCIÓN. Hidrogel: estructura polimérica reticulada que se hincha en agua sin disolverse ni perder su integridad. Son homopolímeros o copolímeros hidrofílicos pero insolubles debido a los entrecruzamientos químicos (covalentes, iónicos) o físicos (enmarañamientos, cristalinos, enlace de hidrógeno), que forman la red.

CLASIFICACIÓN Y PROPIEDADES. MÉTODOS DE PREPARACIÓN. Homopolímeros: a partir de monómeros hidrofílicos. Copolímeros: a partir de más de dos o más monómeros hidrofílicos. Multipolímeros: a partir de tres o más comonómeros. Interpenetrados: por hinchamiento de la red de un monómero. CARACTERÍSTICAS ESTRUCTURALES. Pueden ser: Amorfos: cadenas al azar. Semicristalinos: regiones densas de cadenas orientadas. Con uniones por enlace de hidrógeno: estructura tridimensional. Pueden encontrarse distintos tipos de estructura básica: 1. Red macromolecular ideal. 2. Red con uniones multifuncionales. 3. Red con enmarañamientos físicos. 4. Red con grupos funcionales sin reaccionar. 5. Red con cadenas con lazos. Los entrecruzamientos son puntos de conexión entre distintas cadenas: - Puentes químicos. - Unión de cadenas por fuerzas de Van der Waals. - Unión de cadenas por enlaces de hidrógeno.

PREPARACIÓN. Se obtienen por hinchamiento de estructuras entrecruzadas en agua o fluidos biológicos acuosos. MÉTODOS DE PREPARACIÓN. 1. Entrecruzamiento irradiativo. 2. Reacción química: Requiere un agente de entrecruzamiento: Copolimerización intercruzante: se emplea un monómero en elevadas cantidades y un agente multifuncional en pequeña cantidad. Combinación de monómeros y cadenas poliméricas lineales que actúan como agente de entrecruzamiento.

COMPORTAMIENTO DE HINCHAMIENTO.

Los hidrogeles se preparan mediante el proceso que sigue: 1. La red hidrofílica seca se pone en contacto con agua, de forma que las cadenas interaccionan con el disolvente si existe compatibilidad termodinámica. 2. Se tiene la red hidrofílica en solución; la red se expande al estado solvatado. En el proceso se oponen la fuerza termodinámica de hinchamiento y la fuerza retractiva de la estructura intercruzada; cuando se igualan se alcanza el equilibrio. El grado de hinchamiento en volumen viene dado por:

Q

Vhinchado Vsec o

En aplicaciones biomédicas se usan otros parámetros: 1. Radio de hidratación. 2. Grado de hinchamiento en seco. En general: - Hidrogeles de hinchamiento elevado: derivados de celulosa, polivinilalcohol, PNVP y polietilenglicol. - Hidrogeles de hinchamiento pobre o moderado: PHEMA y derivados.

PROPIEDADES. El grado de hinchamiento influye en el coeficiente de difusión de solutos a través del hidrogel, sus propiedades de superficie y sus propiedades ópticas y mecánicas. DETERMINACIÓN DE LAS CARACTERÍSTICAS ESTRUCTURALES. Peso molecular entre nudos, Mc: describe la estructura básica del hidrogel. Densidad de entrecruzamiento. Número de nudos efectivos por cadena original. PROPIEDADES IMPORTANTES BIOMÉDICAMENTE. PHEMA. Su estructura puede contener un porcentaje de agua similar al que se encuentra en los tejidos vivos, pudiendo prepararse en multitud de formas. Es inerte a los procesos biológicos, es permeable a los metabolitos, no se degrada y no es absorbido por el cuerpo. Se esteriliza térmicamente. Sus propiedades dependen del método de preparación, la fracción en volumen de polímero en el hidrogel, el grado de entrecruzamiento, el agente de hinchamiento y la temperatura. POLIACRILAMIDAS. Se emplean geles de acrilamida parcialmente hidrolizados, cuyas características de hinchamiento dependen del agente de hinchamiento, el tiempo de curado, el grado de entrecruzamiento, el grado de hidrólisis y la temperatura. Es posible tener geles de acrilamida con grado de hinchamiento reversible. Se usan en procesos de concentración de soluciones acuosas diluidas. OTROS HIDROGELES. Se han usado como monómeros para la obtención de hidrogeles:

- NVP (lentes de contacto blandas). - MAA (hidrofílico): se añade al PHEMA para aumentar su grado de hinchamiento. - MMA (hidrofóbico): se añade al PHEMA para disminuir su grado de hinchamiento. - MAH

APLICACIONES. Las propiedades físicas que permiten su uso: - Biocompatibilidad - Hidrofilicidad: para controlar y sostener la liberación de fármacos. - Compatibilidad con la sangre: hidrogeles heparinizados e hidrogeles no iónicos. Se emplean para fabricar lentes de contacto por su estabilidad mecánica, sus índices de refracción adecuados y su elevada permeabilidad al oxígeno. Otras aplicaciones son la fabricación de bioadhesivos para heridas, tendones artificiales, membranas para riñones artificiales, cartílagos articulares, piel artificial. Igualmente se emplean en la reconstrucción maxilofacial y de órganos sexuales, en la sustitución de cuerdas vocales y en mecanismos de liberación controlada de fármacos. APLICACIONES FARMACÉUTICAS. - Hidrogeles de hinchamiento de equilibrio: matrices que contienen un fármaco. - Dispositivos de matriz controlada cuya matriz es activada por el disolvente (dispositivos hinchables o de hinchamiento controlado). - Sistemas de liberación controlada por el hinchamiento. Estos sistemas están formados por un fármaco incluido en un polímero hidrofílico vítreo que se hincha en contacto con agua.

Biomateriales naturales. INTRODUCCIÓN. Son polímeros naturales: proteínas, polisacáridos y polinucleótidos. Sus principales ventajas son que el medio biológico lo reconoce y lo metaboliza, evitando la toxicidad. Como desventajas se presentan su mayor complejidad, (manipulación laboriosa), y su inmunogenicidad. Son degradados por las enzimas naturales, lo cual reduce la durabilidad de los implantes, pero aumenta su interés en el campo de los implantes temporales. La velocidad de degradación puede controlarse mediante el grado de entrecruzamiento.

PROTEÍNAS EN BIOMATERIALES. Las proteínas presentan una serie de desventajas en su uso como biomateriales. - Inmunogenicidad, como consecuencia de su similitud con sustancias naturales. Es posible eliminar la reacción inmunológica modificando químicamente los determinantes antigénicos. La inmunogenicidad es mucho mayor en las proteínas que en los polisacáridos. Dentro de las proteínas, el colágeno tiene menor inmunogenicidad. - Procesado. Se descomponen a una temperatura inferior a la de fusión, lo que impide su procesado termoplástico. Se procesa por extrusión a temperatura ambiente. - Estructura variable. En función de la especie y el tejido pueden presentar diferentes estructuras.

POLÍMEROS NATURALES USADOS COMO BIOMATERIALES. La mayoría son constituyentes de matriz extracelular de tejidos conectivos. COLÁGENO. Los procesos de extracción y modificación química varían la estructura inicial del material. En la estructura nativa existen diversos niveles de orden estructural. Existen diversos tipos de colágeno; todos ellos tienen estructura en triple hélice, diferenciándose por el número y tipo de carbohidratos presentes en la hélice, la longitud de la misma y la fracción no helicoidal presente. La estructura primaria viene determinada por la secuencia de aminoácidos en las cadenas. 1/3 de los aminoácidos son residuos de glicina, y 1/4 corresponde a residuos de prolina o hidroxiprolina. Los entrecruzamientos se localizan donde se produce la condensación de lisina o hidroxilisina. La estructura secundaria viene dada por la estructura local de la cadena La abundancia de glicina es importante en la formación del triplete Gly-X-Y (Gly-Pro-HyP), que forma anillos y configura la cadena. La ausencia de ramificaciones hace que las cadenas puedan aproximarse entre ellas. La conformación viene determinada por los enlaces peptídicos, el ángulo de rotación del enlace fijo en el anillo de prolina y los enlaces de los grupos hidroxilo de la prolina a moléculas de agua. La estructura terciaria se refiere a la conformación global de las cadenas. La estructura terciaria es la unidad estructural estable en disolución.

Por último, la estructura cuaternaria es una estructura unitaria supramolecular repetida que contiene varias moléculas empaquetadas en una red. Constituye la unidad estructural estable en estado sólido.. Las moléculas adyacentes en una microfibrilla se disponen paralelas al eje de la fibra: tienen la misma dirección y una alternancia regular. Varias microfibras se agregan por los extremos y lateralmente, formando una fibra de colágeno.

MODIFICACIONES FÍSICAS DE LA ESTRUCTURA DEL COLÁGENO. Existen dos niveles en la cristalinidad del colágeno: estructura terciaria y estructura cuaternaria. La disolución de triples hélices a una temperatura superior a la de la transición hélice-espiral (37ºC) en presencia de aniones polarizables origina la formación de gelatina. El porcentaje de gelatina en el colágeno puede determinarse por espectroscopía IR. A pH inferior a 4,5 la estructura cuaternaria se pierde de forma reversible. La modificación del pH permite la agregación plaquetaria del colágeno (esponjas hemostáticas).

POROSIDAD DEL COLÁGENO. La estructura porosa presenta canales que permiten el paso de células y sangre. Además aumenta la superficie específica. Los poros se generan mediante el siguiente proceso: 1. Congelación de una suspensión de fibras de colágeno. 2. Sublimación en vacío a bajas temperaturas. Puede controlarse la porosidad obtenida controlando la cristalización del hielo. Este proceso se emplea en mecanismos de regeneración de tejidos (piel y nervios).

MODIFICACIONES QUÍMICAS DE LA ESTRUCTURA DEL COLÁGENO. Sólo deben reaccionar algunos grupos, por lo que se realizan modificaciones en la estructura: 1. Reticulación química: disminuye la degradación por la acción de colagenasas. Para controlar la velocidad de degradación se recurre al entrecruzamiento químico: - Eliminación de agua a cantidades inferiores al 1% en peso. - Mediante dialdehidos, que son agentes de entrecruzamiento de alta especifidad. 2. Reducción de la inmunogenicidad mediante reactivos específicos. La inmunogenicidad es muy baja, resultando complejo incorporar otros aminoácidos en la triple hélice. Se puede modificar: - Localizando los determinantes antigénicos, controlando su aparición durante el procesado. - Usando glutaraldehido, que disminuye la inmunogenicidad.

Polímeros bioreabsorbibles y bioerosionables. INTRODUCCIÓN. Se emplean en la fabricación de implantes temporales al presentar ciertas ventajas: 1. Una vez finalizada su función no es necesario extraerlo. 2. Se evitan problemas de seguridad a largo plazo. Biodegradación: cuando se desea destacar la acción de un agente biológico en el proceso de degradación. Bioerosión: implica que la erosión se produce en condiciones fisiológicas desfavorables. Polímero bioerosionable: aquél que bajo determinadas condiciones es soluble en agua. Los términos resorbible y reabsorbible se usan de forma indistinta para referirse a aquellos polímeros (o sus productos de degradación) que se eliminan por la actividad celular del organismo.

APLICACIONES MÉDICAS A CORTO PLAZO DE POLÍMEROS DEGRADABLES. Los polímeros degradables se emplean en las siguientes aplicaciones: - Suturas. - Dispositivos de liberación de fármacos. - Dispositivos ortopédicos de fijación: requieren elevada resistencia y rigidez. - Membranas o películas para prevenir adherencias. - Injertos y stents vasculares temporales, a pesar de problemas de compatibilidad con la sangre.

TIPOS DE IMPLANTES DEGRADABLES. SOPORTE TEMPORAL. Si un tejido natural se encuentra debilitado requiere un soporte artificial hasta su recuperación. De ahí la conveniencia del uso de materiales degradables. La transferencia de tensión entre el implante que se degrada y el tejido que se recupera debe ser gradual. BARRERA TEMPORAL. Durante las intervenciones quirúrgicas puede que la sangre coagule en espacios extravasculares, provocando inflamaciones y fibrosis. Para evitar este problema se emplean unas películas finas o unas mallas de material degradable que se disponen entre los tejidos cuya unión debe evitarse. DISPOSITIVOS PARA LA LIBERACIÓN DE FÁRMACOS. Los primeros polímeros empleados fueron PGA y PLA. DISPOSITIVOS MULTIFUNCIONALES. Implican la combinación de diversas funciones en un mismo dispositivo. Clavos óseos degradables de PLA de ultra-alta fortaleza:actúan como sistema mecánico de soporte y pueden liberar un fármaco en el lugar de fijación, estimulando el crecimiento de nuevo tejido óseo. Stents biodegradables, pudiendo liberar un agente antiinflamatorio o antitrombogénico.

POLÍMEROS DEGRADABLES DISPONIBLES. Debe tenerse en cuenta la toxicidad de productos lixiviados procedentes del implante así como la toxicidad de los productos de degradación y sus metabolitos. La mayoría de los polímeros degradables utilizados en la actualidad son poliésteres.

POLIÉSTERES. PHB Y PHV. Son polímeros de almacenamiento intracelular, constituyendo reservas de carbono y energía. El PHB se degrada a ácido D-3-hidroxibutírico, que es un constituyente de la sangre, por lo que su toxicidad es muy baja. Los homopolímeros de PHN son cristalinos, y por tanto, frágiles. Por esta razón el PHB se copolimeriza con PHV, disminuyendo la cristalinidad, siendo por tanto más flexibles, lo que facilita su procesado. Se emplea en dispositivos de liberación controlada de fármacos, en suturas, piel artificial. POLICAPROLACTONAS. Son polímeros semicristalinos, de elevada solubilidad, bajo punto de fusión (59-64ºC) y elevada capacidad para formar mezclas. Su degradación se produce más lentamente que en el caso del PLA, (liberación de fármacos). También se ha empleado en la fabricación de grapas degradables. POLIANHÍDRIDOS. Pueden ser alifáticos (se degradan en unos días), aromáticos (se degradan en el plazo de varios años) o copolímeros aromáticos-alifáticos (que presentan tiempos de degradación intermedios). Presentan una elevada reactividad química: es un problema en los dispositivos de liberación de fármacos, ya que reaccionan con distintos grupos funcionales durante el procesado. Su biocompatibilidad es excelente, lo que les hace adecuados en dispositivos de liberación de fármacos. POLI(ORTOÉSTERES). Pueden diseñarse para que sufran bioerosión superficial. Se emplean en dispositivos de liberación controlada de fármacos. Es posible controlar la velocidad de degradación (y por tanto de liberación del fármaco) mediante la adición de excipientes ácidos o básicos. POLIAMINOÁCIDOS Y PSEUDO-POLIAMINOÁCIDOS. Los poliaminoácidos presentan excelentes características para su posible uso como materiales degradables: - Sus cadenas laterales son puntos de unión para fármacos, agentes de entrecruzamiento, grupos laterales. - Baja toxicidad al degradarse dando aminoácidos naturales. Sin embargo, se usan en pocas ocasiones debido a que son insolubles y difícilmente procesables, se hinchan en medio acuoso y los polímeros con más de tres aminoácidos presentan antigenicidad. Con objeto de evitar los problemas que presentan los poliaminoácidos se emplean los pseudopoliaminoácidos, que tienen su cadena principal modificada.

POLICIANOACRILATOS. Se emplean como bioadhesivos y se investigan en dispositivos de liberación de fármacos. Puesto que inducen respuesta inflamatoria, se desanconseja su uso como implante biodegradable. POLIFOSFACENOS. Son polímeros inorgánicos, en cuya cadena existen átomos de nitrógeno y fósforo. Presentan propiedades poco usuales: dispositivos de liberación de fármacos. PLA Y PGA. El PGA es el poliéster alifático lineal más sencillo. Es muy cristalino, presenta un punto de fusión muy elevado y baja solubilidad en disolventes orgánicos. Se emplea en suturas absorbibles y en dispositivos de fijación ósea interna. El PLA es más hidrofóbico, disminuyendo la velocidad de hidrólisis de la cadena. En general se emplean copolímeros de PGA/PLA, no existiendo una relación lineal entre la relación de monómeros existente y las propiedades físicoquímicas del copolímero. Disminuye la cristalinidad con respecto al PGA, por lo que aumenta la velocidad de hidrólisis. El PLA es una molécula quiral, por lo que existen dos estereoisómeros y cuatro polímeros morfológicamente distintos: - D-PLA y L-PLA, ópticamente activos, semicristalinos. El L-PLA es el más utilizado: suturas y dispositivos ortopédicos. - Racémico D-L, ópticamente inactivo, amorfo, dispositivos de liberación de fármacos. - Meso, poco utilizado.

MECANISMOS FÍSICOS DE BIOEROSIÓN. Los procesos de bioerosión producen cambios macroscópicos, variación de las propiedades mecánicas. Pueden disolverse cadenas completas, incluso el polímero completo. Cuando la velocidad de penetración del agua en el sólido es mayor que la velocidad de transformación del polímero en materiales solubles se produce erosión en bulk. Se produce en polímeros hidrofílicos, en un proceso por etapas: - Absorción de agua. - Erosión del sólido Finalmente se forman grietas que provocan la disolución del sólido. Si la velocidad de penetración del agua en el sólido es menor que la velocidad de transformación del polímero en materiales solubles se produce erosión en la superficie, de forma que se va haciendo más fino pero mantiene la integridad estructural. Se da en polímero hidrofóbicos, que impiden el paso de agua, existiendo un borde definido entre la capa superficial y el polímero intacto interior. Un tercer mecanismo sería la disolución monómero a monómero del polímero.

DEGRADACIÓN QUÍMICA. Es la causa subyacente de la bioerosión, pudiendo producirse por distintos mecanismos: 1. Rotura de entrecruzamientos. 2. Transformación o rotura de cadenas laterales. 3. Rotura de la cadena principal. Las reacciones están mediadas por agua o por agentes biológicos (microorganismos o enzimas). DIFERENCIAS ENTRE DEGRADACIÓN HIDROLÍTICA Y BIODEGRADACIÓN.

La degradación hidrolítica depende de la disponibilidad de agua, que varía poco de un individuo a otro. La biodegradación depende de la actividad enzimática, que varía enormemente de un individuo a otro. Esto supone que la velocidad de degradación hidrolítica puede estimarse, pero la de biodegradación no. FACTORES QUE INFLUYEN EN LA VELOCIDAD DE BIOEROSIÓN. La mayoría de los materiales sufren degradación hidrolítica de la cadena principal. El parámetro fundamental es la estabilidad de la cadena principal; conociendo la susceptibilidad de la cadena principal a la rotura hidrolítica es posible determinar la tendencia del polímero a la bioerosión. Teniendo en cuenta que la temperatura fisiológica es de 37ºC, los polímeros amorfos con T g > 37ºC se encontrarán en estado vítreo, mientras que aquellos con Tg < 37ºC se encontrarán en estado elástico. Los polímeros cristalinos resisten más a la penetración de agua. Los polímeros amorfos en estado vítreo son menos permeables al agua que los que se encuentran en estado elástico; si la temperatura Tg es ligeramente superior a 37ºC, pueden absorber agua y puede disminuir Tg a valores inferiores de 37ºC, cambiando bruscamente su morfología. Por lo tanto, la velocidad de bioerosión no es una propiedad intrínseca del material, dependiendo del procesado, el peso molecular del polímero, la geometría del dispositivo y la presencia de aditivos o plastificantes.

ALMACENAMIENTO, ESTERILIZACIÓN Y EMPAQUETADO. Puesto que las trazas de humedad provocan la degradación de polímeros relativamente estables, debe mantenerse un estricto control de la humedad. Una vez fabricado el material debe procederse a la esterilización del mismo. Finalmente se empaquetan, generalmente a vacío en hojas de plástico con trasera de Al, siendo necesaria en ocasiones la refrigeración. MÉTODOS DE ESTERILIZACIÓN. Pueden ser: 1. Físicos: Calor húmedo (autoclave). Calor seco (estufa). Radiación (, ionizante) 2. Químicos: Óxido de etileno (destruye virus pero es inflamable, explosivo y carcinógeno). Ácido peracético, Plasma de peróxido de hidrógeno. Formaldehído, glutaraldehído (destruyen esporas pero inhiben la acitividad enzimática).

Materiales compuestos (Composites). INTRODUCCIÓN. Los materiales compuestos son materiales formados por dos o más constituyentes químicamente diferentes separados por una interfaz.

PROPIEDADES. Las propiedades de los materiales compuestos dependen de las propiedades de los constituyentes que lo integran, su distribución y de las interacciones entre la fase de refuerzo y la matriz). Cuando se describe un composite deben definirse los constituyentes, la geometría de la fase de refuerzo, la concentración de la misma así como su orientación y distribución.

CLASIFICACIÓN. Atendiendo a la geometría del refuerzo, pueden ser: 1. Fibrosos: - Monocapas: reforzados con: Fibras continuas: adireccionales o bidireccionales entrelazadas. Fibras discontinuas: al azar o con orientación preferencial. - Multicapas: Laminados. Híbridos. 2. Particulados: - Al azar. - Con orientación preferencial.

MATERIALES COMPUESTOS. Los materiales compuestos presentan más problemas de biocompatibilidad al estar constituidos por más de un componente. En función de su aplicación los materiales compuestos serán inertes o absorbibles. FIBRAS DE CARBONO. Se obtienen a partir de poliacrilonitrilo (PAN) en un proceso por etapas: 1. Estabilización: las fibras de PAN se alinean paralelas al eje de la fibra. 2. Carbonización: se elimina el oxígeno, el hidrógeno y el nitrógeno. 3. Grafitización: se obtienen fibras de grafito turboestratificado, de elevada resistencia a la tracción. Las fibras de carbono se emplean como elemento de refuerzo en sistemas poliméricos: - Politetraflúor etileno poroso: se usa como relleno de tejidos blandos y en el recubrimiento de implantes. - Polietileno de ultraalto peso molecular: se usa en las superficies sometidas a fricción de prótesis articulares, en dispositivos de fijación ósea, en tendones y ligamentos artificiales y en refuerzos de componentes de prótesis. FIBRAS POLIMÉRICAS. Son fibras débiles, por lo que, en general, no se usan como refuerzo.

- Aramida: de elevada resistencia mecánica, al daño y a la fatiga, se usan en la fabricación de vástagos de prótesis de cadera, en fijaciones óseas y para la protección de ligamentos y tendones. - UHMW PE: presenta pocas aplicaciones. - Absorbibles: de propiedades mecánicas pobres, Refuerzo de polímeros absorbibles: PGA y PLA, compuestos de fijacón ósea. Híbridos: compuesto más células vivas. CERÁMICAS Y VIDRIOS. Se usan en forma de partículas por ser frágiles al ser sometidos a esfuerzos de cizalla. Los más utilizados son: 1. Fosfatos: dentro de éstos el más común son los de calcio, (TCP y OHAp), empleados en aplicaciones dentales y ortopédicas. También son usados los de aluminio y cinc. 2. Vidrios y vitrocerámicas: fibras de vidrio en matrices poliméricas. 3. Hueso mineral: originan compuestos muy poco definidos, de escasa utilidad.

SISTEMAS MATRIZ. NO ABSORBIBLES. Se tienen matrices reforzadas con fibras de carbono y cerámicas. Se usan para fabricar vástagos de prótesis de cadera, fijaciones óseas, superficies de articulaciones, raíces dentales y cementos óseos. ABSORBIBLES. Pueden ser: 1. Sintéticos: Los más comunes son poliésteres (PLA, PGA y sus copolímeros) pero también se emplean otros, como poliortoésteres. 2. Naturales: El más común es el colágeno de bovino modificado, usado en rellenos, que es biocompatible, reabsorbible y se encuentra bien caracterizado.

FABRICACIÓN DE MATERIALES COMPUESTOS REFORZADOS CON FIBRAS. PROCESOS DE MOLDE ABIERTO. Son los procesos menos adecuados para los materiales compuestos biomédicos, que rechazan el agua. 1. Bolsa a vacío en autoclave. Se obtienen prepegs de fibra embebida en matriz (epoxy), que se llevan al autoclave para su curado, y posteriormente se cortan y terminan. Se emplea para fabricar vástagos de prótesis de cadera y fijaciones óseas. 2. Filamento bobinado. Las fibras se pasan por un baño de resina y se enrollan en un eje de curado. Se consiguen productos con una elevada carga de fibra y una alta orientación de la misma, que proporciona una elevada resistencia a la tracción. Se emplea para fabricar vástagos de prótesis de cadera y cilindros intramedulares. MOLDE CERRADO 1. Moldeo por compresión. Se obtienen prepegs que se introducen en moldes y se someten a presiones y temperaturas elevadas. Es muy útil en el caso de matrices termoplásticas. 2. Moldeo por inyección.

El material se inyecta en un mode cerrado a temperatura y presión elevada. Es un método rápido y barato, que requiere que la matriz sea termoplástica. Se usa para fabricar placas óseas y tornillos. 3. Pultrusión (arrastre continuo). Las fibras se impregnan con la resina y el prepeg se hace pasar por un molde caliente, del que se extrae por tracción, obteniéndose estructuras altamente orientadas. Se emplea para fabricar piezas de sección constante: cilindros intramedulares y clavos para fijación ósea. Se usa con matrices poliéster, epoxi, reforzadas con fibras de vidrio, carbono o aramidas.

PROPIEDADES MECÁNICAS Y FÍSICAS DE LOS MATERIALES COMPUESTOS. FIBRAS CONTÍNUAS. 1. Aspecto micromecánico. La interacción entre los constituyentes se estima a nivel local. Se supone: - Deformaciones en la dirección de las fibras: distribución de tensiones lineal. - Lámina homogénea macroscópicamente sin tensiones iniciales. - Fibras y matrices homogéneas y linealmente elásticas. - No existen espacios vacíos. Se obtienen así las propiedades mecánicas de la lámina, determinadas por la orientación de la fibra, las propiedades y la fracción en volumen de los constituyentes. A partir de la ley de las mezclas se pueden determinar los módulos de elasticidad y de cizalladura del material compuesto. 2. Aspecto macromecánico. Supone un comportamiento de los componentes homogéneo. Mediante la ley de Hooke se relaciona la tensión y la deformación mediante la matriz de rigidez, permitiendo el cálculo de las propiedades de flexión en el plano y determinar el comportamiento al someterlos a diferentes solicitaciones. FIBRAS CORTAS. Los materiales compuestos unidireccionales presentan una elevada resistencia y módulo de elasticidad en la dirección de la fibra, lo que permite diseñar laminados con propiedades a medida. Si se requieren láminas isotrópicas se usan fibras cortas orientadas al azar en procesos de moldeo por inyección o compresión.

MATERIALES COMPUESTOS DE MATRIZ ABSORBIBLE. Se usan en dispositivos que una vez cumplida su misión desaparecen. En dispositivos de fijación ósea se encuentra el problema de que la fijación es rígida, lo que produce atrofia e incluso osteoporosis, existiendo también problemas de incompatibilidad. La principal dificultad estriba en ajustar las propiedades mecánicas a las del hueso

MATERIALES COMPUESTOS DE MATRIZ NO ABSORBIBLE. Pueden ser particulados o de fibras cortadas, y se emplean en superficies de fricción de articulaciones y en cementos óseos. Su uso en rellenos se descarta al ser poco biocompatibles.