DESCRIPTIVA DE MATERIALS. MATERIALS EN EL PROCÉS DE DISSENY,
2002
| articulo
BiomaterialsÉs ben sabut que la Ciència i Tecnologia dels Biomaterials
és
una disciplina de creació molt recent. Fins al punt que encara no existeix una
normativa sòlida relativa a l'avaluació de la biocompatibilitat dels
biomaterials. El treball que presentem pretén introduir el concepte de
biomaterial i descriure'n els tipus i les aplicacions mèdiques i quirúrgiques. Els biomaterials
conformen una àrea interdisciplinària en què han d'intervenir tant enginyers mecànics i de materials com
dissenya dors, biòlegs cel·lulars, metges i cirurgians. La característica que tia de complir
qualsevol biomaterial és ser biocompatible. En conseqüència, analitzarem el
concepte de biocompatibilitat i les tècniques habituals per avaluar-la. A
continuació descriurem els tipus de materials que s'utilitzen com a biomaterials en
tecnologia mèdica o bioenginyeria. Finalment, farem una descripció dels aparells o sistemes
en els quals trobem aplicació de biomaterials. Aquests aparells
cobreixen un espectre tan ampli que inclou tant sutures com pròtesis vasculars o ortopèdiques o fins òrgans artificials.
Introducció
La recerca en l'àrea dels biomaterials es va iniciar molts segles enrere, ja que és possible trobar restes de pròtesis implantades en mòmies egípcies. Tanmateix, va ser a partir de la Segona Guerra Mundial quan en l'intent de resoldre els problemes quotidians associats al tractament massiu de pacients apareix un ampli camp associat a la tecnologia mèdica, i concretament va prenent cos una ciència dels biomaterials. La definició de biomaterial ha estat molt laboriosa i difícil. Fins al punt que fins al mes de març de 1986 no es va aprovar, en una conferència celebrada a Chester (Regne Unit) i convocada per les diverses Societats Internacionals de Biomaterials a fi de trobar per consens definicions comunes, la de biomaterial: un material no viu utilitzat en un aparell mèdic i concebut per interaccionar amb sistemes biològics. La segona conferència de consens sobre definicions en el camp dels biomaterials celebrada també a Chester l'any 1991, va consensuar una definició de biomaterial més àmplia i ajustada: un material dissenyat per actuar interfacialment amb sistemes biològics amb la finalitat d'avaluar, tractar, augmentar o reemplaçar algun teixit, òrgan o funció del cos. La implantació d'un biomaterial comporta
una lesió en els teixits vius, els quals reaccionen davant la lesió, de primer amb una
inflamació, que serà seguida per un procés reparador i finalment per la cicatrització de la incisió. Sovint el teixit
connectiu respon a la implantació amb una fibrosi. La biocompatibilitat
es podria interpretar com l'acceptabilitat biològica i l'estudi de la
interacció dels biomaterials amb els teixits susceptibles d'estar-hi en contacte. A
la conferència de Chester el terme de biocompatibilitat es va quedar sense una
definició clara, ja que la biocompatibilitat no és una propietat intrínseca d'un material, és a dir, un biomaterial no
es biocompatible en qualsevol situació. Això es posa de manifest per
exemple en el cas del polietilè d'ultra alta densitat, que és un material biomert quan
s'empra en forma màssica com a acetàbul en pròtesis articulars, però en canvi les partícules de desgast que es
produeixen per fricció produeixen reacció davant un cos estrany.
En aquesta situació, la ciència i la
tecnologia dels biomateriais es va gestar en aquells països en què hi havia en aquell moment
algun tipus d'interès industrial per la producció d'aparells mèdics o quirúrgics. En el món industrialitzat, els primers
científics
involucrats en aquesta àrea, a banda de metges i cirurgians, van ser els
especialistes en ciència i tecnologia de materials. La seva tasca consistia a
investigar materials biocompatibles que poguessin portar a terme la funció biomèdica desitjada, per la qual
cosa esdevenia imprescindible estudiar aquesta funció exercida pel teixit biològic a substituir. El
biomaterial ha de complir des d'una funció mecànica, com en les pròtesis ortopèdiques, fins a una funció elèctrica, com en els
marcapassos, o quimicobiològica, com en el cas de membranes per a
diàlisi.
Amb el temps es va veure que només eren les intercares
biomaterial-teixit viu les que governaven la biocompatibilitat, i en molts casos també la funció física que s'exigia a
l'implant. Així van anar entrant en aquesta àrea físics i químics de superfícies. Aquesta situació ha evolucionat encara més, i actualment, amb
l'objectiu de trobar una favorable interacció organisme-implant, són els biòlegs cel·lulars els que poden
encarregar-se de comprovar si un determinat material amb un tipus de superfície determinada fomenta el
creixement de cèl·lules
diferenciades com ara osteoblastos, condroblastos, etc. En un moment en què s'estan demanant per a determinades
aplicacions biomaterials resistents biodegradables, o bé per a d'aitres
biomateriais inerts que a la llarga no trobin cap mena de rebuig, es
imprescindible una col·laboració estreta entre experts en ciència de materials,
dissenyadors, experts en física i química de superfícies, biòlegs cel·lulars i, evidentment,
metges i cirurgians de les diverses especialitats involucrades.
Biocompatibilitat.
Reacció del teixit davant la lesió
L'enfocament que inicialment es va donar al concepte de biocompatibilitat va ser l'habitual quan s'està buscant quelcom que en realitat no se sap què és: es diu allò que no es vol que sigui. Així, amb un enfocament de tipus negatiu es deia que un biomaterial: • no havia de produir resposta del sistema immunitari, • no havia de ser tòxic, ni per a si mateix ni
per als productes de la seva degradació, - no havia de ser carcinogen, ni a
curt ni a llarg termini, ni per si mateix ni pels productes de la seva
degradació,
•
no havia de ser incompatible mèdicament parlant,
•
no havia de ser hemodinàmicament incompatible,
Aquesta aproximació negativa no pot donar lloc a una metodologia experimental que permeti caracteritzar el concepte de biocompatibilitat. Com que en ciència és imprescindible avaluar quantitativament per poder comparar i prendre decisions, calia establir criteris mesurables. La comunitat científica ha treballat en aquest
sentit, i a partir de la racionalització dels processos que tenen lloc quan un
biomaterial entra en contacte amb els teixits vius que l'envolten, ha estat
possible començar a establir protocols d'assaigs que permetin mesurar, encara que només sigui parcialment, el
grau de compatibilitat o, en determinats casos, el de toxicitat. Així existeixen en la literatura assaigs
normalitzats, si bé encara és un repte per a tota la comunitat científica que treballa en aquest
camp arribar a una normativa completa pel que fa als assaigs a realitzar per
poder assegurar la biocompatibilitat d'un producte.
Atès que la biocompatibilitat
busca l'acceptabilitat biològica, aquesta es pot examinar a
diversos nivells d'interacció:
• la interacció entre el material i els teixits •
la reacció resultant de la degradació del material
•
factors mecànics (elasticitat, tenacitat, etc.) o físics.
A més de la interacció, cal considerar tant el comportament de l'implant envers el teixit com a la inversa. Qualsevol risc biològic que pugui ser conseqüència de la utilització de biomateriais depèn d'un seguit de factors que inclouen l'ús, la freqüència, la durada de l'exposició, la quantitat o la identitat de substàncies migrades al cos humà així com l'activitat biològica d'aquesta substància. Materials
implantables
Materials metàl·lics
Si bé històricament s'han utilitzat diversos materials metàl·lics per a implants en l'organisme, en l'actualitat el nombre de metalls i aliatges que s'utilitzen habitualment és força limitat. La major part de metalls emprats sols o amb aliatge per a la manufactura d'implants, com Fe, Cr, Co, Ni, Ti, Ta, Mo O W, els pot tolerar l'organisme en petites quantitats, i fins alguns són essencials per a la vida humana, per exemple, a les cèl·lules roges de la sang, el ferro, o en la síntesi de la vitamina B, el cobalt, encara que no es poden tolerar en grans quantitats. Els materials metàl·lics es corrouen en un ambient hostil com és l'organisme humà, i com a conseqüència el material es deteriora i l'implant es debilita, mentre que al mateix temps els productes de la corrosió que s'alliberen en els teixits circumdants produeixen efectes no desitjables. Els metalls i els aliatges utilitzats com a biomaterials tenen com a característica comuna una bona resistència a la corrosió. S'utilitzen acers inoxidables, aliatges base cobalt-crom, titani i aliatges i entre altres de menys ús, el tàntal i metalls nobles com platí i or. Acers inoxidables. Els primers acers inoxidables utilitzats per a implants van ser els austenÍtics tipus 18% Cr-8% Ni. Posteriorment s'hi va afegir Mo, que millora la resistència a la corrosió en aigua salina. Finalment, avui en dia s'utilitzen acers del tipus AISI 316 i 316L, amb continguts de carboni inferiors al 0.08% i al 0.03% respectivament. Els acers inoxidables martensítics s'utilitzen per a la fabricació de material quirúrgic. Per La seva banda, els acers inoxidables ferrítics, si bé posseeixen una excel·lent resistència a la corrosió sota tensions, tenen unes propietats mecàniques i una capacitat d'enduriment per treball clarament inferiors a la dels austenitics, per la qual cosa no s'utilitzen en cap aplicació. Fins i tot els acers inoxidables austenitics tipus 3161. es corroeixen a la llarga a l'interior del cos humà. Per això aquests materials només s'utilitzen i recomanen en implants temporals com ara plaques, cargols, i claus com els que s'usen per a osteosíntesi en traumatologia. Els acers inoxidables austenícs s'endureixen per deformació molt ràpidament, i per això en molts casos es poden treballar en fred sense recuits intermedis. Així, és possible obtenir agulles amb resistència a la tracció de l'ordre dels 1400 Mpa. Els implants d'acers inoxidables austenítis s'obtenen per treball en fred, i rarament se sotmeten a soldadura. La seva superfície es poleix i es passiva amb àcid nítric abans d'esterilitzar i empaquetar. Aleacions base Co-Cr
Aquests materials es van utilitzar en primer lloc en odontologia. A grans trets, n'hi ha de quatre tipus: l’aliatge colable CoCrMo i els forjats CoCrWNi, CoNiCrMo i CoNiCrMoWFe, si bé en l'actualitat només l'aliatge colat i el forjable CoNiCrMo s'utilitzen de manera estesa. Els dos elements principals d'aquests
aliatges, Co i Cr, formen una solució sòlida de 65% Co-35%Cr. El Mo s'hi
afegeix per obtenir una mida de gra més fi. Probablement l'aliatge amb més
possibilitats és el CoNiCrMo, que conté un 35% tant de Co com de Ni. Aquest
aliatge posseeix una excel·lent resistència a la corrosió sota tensions en
aigua de mar. És molt difícil treballar-lo en fred, i en conseqüència només es
forja en calent. Aquest aliatge s'utilitza també per sinteritzar per H1P
(premsat isostàtic en calent). Amb l'aliatge colable CoCrMo s'acostumen a
emmotllar els implants utilitzant el mètode de la cera perduda. El control de
la temperatura del motlle permet controlar la mida de gra i la distància lliure
mitjana entre carburs. Aquests aliatges posseeixen un pobre comportament a
fricció, tant amb si mateixos com en altres materials. Per això els caps
articulars de pròtesis de Co-Cr no es fan mai del mateix material, sinó que
generalment s'empren caps ceràmics,
Com més resistència a la tracció tenen
els aliatges forjats, més ductilitat, sense que quedi clar si existeixen
avantatges pel que fa al comportament a fatiga. Cal destacar que el mòdul
elàstic d'aquests aliatges oscil·la entre 220 i 235 GPa, és a dir, entre un 10
i un 15% superior al dels acers inoxidables i el doble del corresponent al Ti i
els seus aliatges. Els modes de transferència de càrrega des de la pròtesi a
l'os seran, doncs, diferents en cada cas.
El Ti i els seus aliatges
La utilització del Ti i els seus aliatges en la implantació d'implants va prendre més impuls inicialment a Europa, i en concret al Regne Unit. Posteriorment, quan els metalls que constitueixen els aliatges Co-Cr van esdevenir altament estratègics, també als Estats Units es va donar el salt cap a aquest metall. La seva baixa densitat, 4,7 g/cm3, comparada amb el 7.9 de l'acer inoxidable, el 8.3 de l'aliatge CoCrMo i 9.2 de la CoNiCrMo, juntament a les seves bones propietats mecàniques i l'excel·lent resistència a la corrosió, donen a aquest metall un excel·lent potencial com a material implantable. Les normes ASTM i ISO donen quatre graus de Ti no aliat per a implants quirúrgics. Les diferències entre ells estan en els continguts de gasos en solució, N, H i O, i el C intersticial, així com el Fe residual en solució sòlida. L'aliatge de Ti més emprat és el Ti-6AI-4V, perfectament definit en les normes i de molt àmplia utilització en la indústria aeroespacial per a tota mena d'aplicacions estructurals. Com que el Ti posseeix un canvi
alotròpic als 882ºC, l'efecte dels diversos elements d'aliatge és el
d'estabilitzar una de les dues fases. Això implica que els aliatges de Ti
podran ser de tipus a, tipus b o de tipus a+b, segons els elements d'aliatge
que presenti i segons el contingut. Els diferents graus de Ti pur presenten
estructura a a temperatura ambient, mentre que l'aliatge Ti-6AI-4V és de tipus
a+b, encara que la seva microestructura pot variar sensiblement segons el
procés de conformació i els tractaments tèrmics utilitzats.
El titani té una gran reactivitat amb
l'oxigen, nitrogen i hidrogen, els quals tenen gran facilitat per difondre-s'hi
intersticialment. Per això l'emmotllat requereix una atmosfera inert o el buit.
El Ti i els seus aliatges són molt difícils de treballar en fred i de
mecanitzar en embotar l'eina. La forja s'acostuma a portat a terme en calent al
voltant dels 950ºC.
El mòdul de Young del Ti i els seus aliatges
està al voltant dels 110 GPa, és a dir, si fa no fa la meitat dels acers
inoxidables i dels aliatges de Co-Cr, amb la qual cosa aquest metall és el més elàsticament
compatible amb els ossos. Les propietats mecàniques ofereixen un ventall ampli:
des de valors de límit elàstic i resistència a la tracció ben inferiors als de
l'acer inoxidable i als aliatges de Co-Cr per al Ti de grau 1, fins a valors
del mateix ordre o superiors als esmentats materials per a l'aliatge Ti-6A1-4V,
fins a arribar a una resistència tensil d'uns 1000 Mpa. Pel que fa al pes, els
aliatges de Ti són superiors a tots els altres. A més, l'excel·lent resistencia
a la corrosió es deu a la formació d'una capa tenaç d'òxid que passiva el
metall. Sens dubte, es tracta d'un dels metalls més inerts per fabricar
implants.
Altres metalls
En la fabricació d'implants s'han utilitzat també altres metalls. S'ha demostrat que el tàntal (Ta) és altament biocompatible. Tanmateix, a causa de les pobres propietats mecàniques i de l'alta densitat (16.6) g/cm3, la seva utilització està molt limitada a sutures en cirurgia plàstica i neurocirurgia. El platí i altres metalls nobles del
seu grup són extremament resistents a la corrosió, si bé tenen propietats
mecàniques molt pobres. Per això només s'utilitzen sols o aliats per produir elèctrodes
com ara les puntes d'un marcapassos, a causa també de les seves propietats
elèctriques. Així, l'or i la plata, malgrat la gran resistència a la corrosió,
presenten propietats mecàniques molt pobres, la qual cosa els fa de molt poc interès com a materials
implantables,
Materials ceràmics
L'ús de materials ceràmics és ben
conegut en odontologia, però el seu ús en altres tipus d'implants mèdics és
relativament nou. El principal avantatge de les ceràmiques en comparació amb
altres materials és una molt baixa reactivitat química, la qual cosa els fa
inerts i per tant biocompatibles amb el cos humà. Els implants de carboni s'han
demostrat especialment adequats com a intercara amb la sang, com en el cas de
vàlvules cardíaques. També s'utilitzen ciments ossis basats en fosfats de
calci, hidroxiapatita que té el contingut mineral de l'os per a emplenament de
cavitats.
Alumina La puresa d'una alúmina depèn del sistema d'obtenció emprat. Per a la fabricació d'implants, la norma ASTM exigeix una puresa del 99,.5% amb un contingut màxim de SiO2 combinat amb òxids alcalins (principalment Na2O) inferior al 0.1%. L'alúmina el, amb estructura cristal·lina rombohèdrica, s'ha utilitzat amb èxit per a l'elaboració d'implants. Com que s'acostuma a obtenir per sintetitzat,
la porositat juga un paper molt important en les propietats mecàniques.
Existeix una relació entre la porositat i la mida del gra, de tal manera que
quan la porositat cau per sota del 2%, la mida de gra acostuma a créixer
considerablement. D'altra banda, l'alúmina és molt dura: pot arribar a dureses entre
20 i 30 GPa. Aquesta elevada duresa, combinada amb propietats de baixa fricció
i baix desgast, la converteixen en un material idoni per a pròtesis articulars
malgrat la seva fragilitat i les dificultats de fabricació. En aquests
materials no es pot parlar de deformació plàstica, ni tan sols localment en la
punta d'una escletxa, i per això s'ha considerat que no poden patir fatiga
dinàmica. Tanmateix, és ben sabut que si se sotmet el material a una càrrega
estàtica i a un medi deretminat, existeix la probabilitat que es trenqui en un
moment donat. L'estadística que descriu aquest comportament és la de Weibull, i
el fenomen es qualifica com fatiga estàtica. Aquesta fatiga estàtica està
governada pel medi en què es troba la ceràmica. Els dissenys de les boles
d'alúmina per a articulacions s'han fet tenint en compte aquest fenomen i els
cicles de càrrega que pot resistir fins a la ruptura. Això no obstant,
recentment s'ha posat de manifest que sota fatiga dinàmica, amb càrregues fluctuants i en un mateix medi, el temps a
fractura és sensiblement menor que el que s'obté en fatiga estàtica. Si bé els
resultats de què disposem són escassos i fragmentaris, podrien posar en qüestió
alguns dissenys existents en el mercat.
Hidroxiapatita
La hidroxiapatita s'utilitza àmpliament com a os artificial, ja que de fet constitueix la part mineral de l'os natural, i es pot obtenir a partir d'aquest eliminant-ne els constituents orgànics com ara el col·lagen i els mucopolisacàrids. Avui en dia existeixen processos industrials que permeten sintetitzar la hidroxiapatita en diverses formes. Com a part mineral de l'os i de les
dents, la hidroxiapatita conté fòsfor i calci. La podríem formular com Ca 10(PO4)6(OH)2.
Els minerals d'apatita cristal·litzen en forma de prisma ròmbic hexagonal. La
relació ideal de Ca/P en la hidroxiapatita és de 10/6 i la densitat calculada
és de 3.2 g/cm3. És interessant remarcar que la substitució dels OH
per F dóna més estabilitat estructural a causa de la superior
coordinació del F que l'hidroxil al Ca més pròxim. Així és com s'explica la
major resistència a les caries mitjançant la fluorítzació.
Hi ha diversos mètodes, no simples, per
a produir precipitats d'hidroxiapatita a partir d'una solució aquosa de
Ca(N03)2 i de NaH2PO4. Els precipitats obtinguts es filtren i s'assequen per
formar una pols blanca fina. Després de calcinar, la pols es premsa i
sintetitza a diverses temperatures (sempre per damunt dels 100ºC) i durant
temps diferents segons autors i resultats que es vulguin obtenir.
En la literatura existent no hi ha
unanimitat pel que ta a les propietats mecàniques de la hidroxiapatita. Així,
el mòdul elàstic pot variar entre 40 i 150 CPa, uns valors que, de tota manera,
són superiors als que s'obtenen quan s'assagen teixits mineralitzats com ara
dentina o os cortical, en què el mòdul de Young varia entre 10 i 175 CPa. Els
valors de resistencia mecànica a compressió són superiors als obtinguts a
tracció i a flexió. Sembla que la resistència a compressió és inferior als 500
MPa. Sembla també que la duresa no és superior als 5 GPa. Tot això indica que
el comportament mecànic de la hidroxiapatita és clarament inferior al de l'alúmina
i al d'altres ceràmiques.
La propietat més interessant de la
hidroxiapatita és l'excel·lent biocompatibilitat. N'és la causa tant la gran
semblança química amb el constituent mineral de l'os viu com els enllaços
químics que això li permet establir amb els teixits en creixement al seu voltant. S'ha demostrat també la seva
bona adhesió sobre el Ti com també sobre materials vitroceràmics.
Vitroceràmiques
Les vitroceràmiques són ceràmiques policristal·lines obtingudes per cristal·lització controlada de vidres. La tècnica es va desenvolupat al començament dels anys seixanta i es van utilitzar vidres fotosensibles en ets quals es precipitaven petites quantitats de Cu, Ag i Au mitjançant radiació ultraviolada. Aquests precipitats metàl·lics ajuden que el vidre nucleï i precipiti en forma d'una ceràmica de gra fi amb excel·lents propietats mecàniques i tèrmiques. Per a la nucleació s'utilitzen grups Pt, TiO2, ZrO2 i P2O5, mentre que un tractament tèrmic adequat permet obtenir una cristal·lització superior al 90% amb grans de mida entre 0.1 i 1 m, molt menor que el que es pot obtenir amb qualsevol altra ceràmica convencional. S'han desenvolupat dos tipus de vitroceràmiques per a implants: SiO2-CaO-Na2O-P2O5 i LiO2-ZnO-SiO2, si bé probablement la primera és la mes utilitzada. Les vitroceràmiques posseeixen tot un
conjunt de propietats molt desitjables: el coeficient d'expansió tèrmica és
molt baix, i fins pot ser negatiu, la resistència a tracció és força elevada, i
la resistència a l'abrasió és molt semblant a la del safir. A més, la seva
capacitat per dissoldre els seus ions superficials en un medi aquós sembla ser
la base per a la seva excel·lent reacció i enllaç amb els teixits durs vius en
què es poden implantar. S'ha demostrat que l'os viu pot créixer en contacte
íntim amb les vitroceràmiques sense que es produeixi l'encapsulació fibrosa
d'aquestes. Potser el principal inconvenient és la fragilitat. A més,
existeixen restriccions pel que fa a la composició química que impedeixen
augmentar-ne la tenacitat, ja que aquesta millora es fa a costa de ta
biocompatibilitat. No es poden utilitzar, doncs, en aplicacions estructurals
com a implants articulars, encara que sí que s'utilitzen com a emplenament en
composites dentals, en ciments ossis i en material de recobriment.
Carbonis Els carbonis es poden obtenir de maneres molt diverses: al·lotròpic, cristal·lí, diamant i grafit, vitri, quasi cristal·lí i pirolític. D'entre aquests, només el carboni pirolítc s'utilitza àmpliament en la fabricació d'implants. L'estructura cristal·lina del carboni és semblant a la del grafit, és a dir, estructures planars hexagonals formades per forts enllaços covalents en què un electró de valència per àtom està lliure per moure's, amb la qual cosa resulta una conductivitat elèctrica molt alta però anisotròpica. Els petits cristalls tenen propietats molt anisotròpiques a causa dels forts enllaços planars i als dèbils enllaços interplanars. Si existeixen molts petits cristalls dispersats a l'atzar, les propietats del material seran isotròpiques. Els carbonis es poden
dipositar sobre superfícies d'implants a partir d'un gas d'hidrocarbur en un
llit fluiditzant a temperatura controlada. L'anisotropia, la densitat, la mida
cristal·lina i l'estructura del carboni dipositat es pot controlar a través de la temperatura, la
composició del gas fluidificant, la geometria del llit i la permanència de les molècules de gas en el llit.
Tot plegat és important perquè controla l'estructura del dipòsit i, en conseqüència, el seu comportament
mecànic.
No fa gaire es va aconseguir amb èxit dipositar carboni pirolític sobre Ies superfícies d'implants vasculars.
Aquest carboni és prou prim per no impedir la flexibilitat dels empelts, i al mateix temps
exhibeix una excel·lent compatibilitat amb la sang.
Els carbonis vitris
s'elaboren per piròlisi controlada de polímers com ara fenolformaldehide i
poliacrilonitrilo, a altes temperatures en ambient controlat. Aquest procés és particularment útil per fer fibres de
carboni i teixits que al seu torn es puguin utilitzar per elaborar composites.
Les propietats mecàniques dels carbonis, especialment els pirolítics, depenen fortament de
la densitat, de manera que aquelles creixen al mateix temps que aquesta. El
grafit i el carboni vitri posseeixen unes propietats mecàniques molt inferiors a les
del carboni pirolític, si bé el mòdul elàstic de tots plegats és gairebé el mateix. S'ha considerat
també
l'elaboració de composites de carboni enfibrats amb fibres de carboni. Cal esmentar que
l'excel·lent compatibilitat del carboni l'ha fet idoni sobretot en determinades
aplicacions vasculars i de vàlvules de cor.
Materials polimèrics.
Les possibilitats que
ofereixen els polímers per ser implantats en el cos humà són molt grans a causa del
fet que es poden fabricar fàcilment en formes molt diverses com ara
fibres, teixits, pel·lícules i blocs de diverses mesures i formes. És important remarcar que en
realitat els constituents dels teixits naturals no són més que estructures polimèriques, i en conseqüència els polímers sintètics posseeixen un bon
nombre de semblances amb aquelles. Els seus usos abracen ciments ossis acrílics, substituts de venes o
artèries,
fibres de subjecció d'òrgans, fils de sutures, etc. Cal destacar els materials compostos, que són combinacions dels altres
tres tipus de materials que hem esmentat (metàl·lics, ceràmics i/o polímers). Aquests materials
poden combinar les propietats més adequades dels diversos materials.
D'aquesta família destaquen les fibres de carboni, compostos ceràmica-polímer per a sistemes
d'obturació en odontologia o materials compostos de fibra de vidre per a aplicar-los en
plaques d'osteosíntesi.
Poliolefines
Dins d'aquesta categoria es poden incloure els polímers lineals termoplàstics, com el polietilè i el polipropilè. El polietilè es presenta en el mercat en tres graus fonamentals: baixa i alta densitat i ultraalt pes molecular. La seva estructura consisteix en una unitat repetida del tipus -(CH2-CH2)n. El seu índex de cristal·linitat pot assolir el 80%. El polietilè d'ultra-alt pes molecular és molt utilitzat en implants ortopèdics, sobretot en superfícies sotmeses a fortes tensions, com ara el cotil de les pròtesis de maluc o el plat tibial en pròtesis de genoll. Per a aquest material no existeix cap dissolvent conegut a temperatura ambient. Per produir-lo no es poden utilitzar sistemes d'extrusió o d'emmotllat convencionals. Per la seva banda, la unitat bàsica del polipropilè té una estructura en què, segons la posició del grup metil, existeixen tres tipus de polipropilè: atactic, isotàctic i sindiotàctic. Els materials isotàctics poden posseir un 95% de cristal·linitat. Així, les propietats del polipropilè dependran en gran mesura del percentatge de material isotàctic present, de la cristal·linitat i del pes molecular que, en augmentar, faran augmentar la densitat, la temperatura de reblaniment i la resistència a l'atac químic. A causa de l'excel·lent vida a flexió del polipropilè, s'utilitza com a frontissa emmotllada per a pròtesis articulars de dits. També posseeix un excel·lent comportament a l'esquerdament sota tensions en ambients agressius. Poliamides
Les poliamides es coneixen també com a nilons. Tenen una excel·lent capacitat per ser transformades en fibres a causa de l'enllaç d'hidrogen entre cadenes, juntament amb un alt grau de cristal·linitat que fa augmentar la seva resistència en la direcció de la fibra. Tanmateix, els enllaços d'hidrogen poden ser destruïts en condicions in vivo, per tant, es poden utilitzar en aplicacions biodegradables, com ara sutures absorbibles. L'atracció entre cadenes via enllaços d'hidrogen està controlada per la presència de grups de la forma -CONH-. La quantitat i la distribució d'aquests grups són les que en governen les propietats. Polímers acrílics
El primer polímer hidrogel (absorció
d'aigua superior al 30% del seu pes) aplicat per a lents de contacte toves fou
el polihidroxietilmetacrilat (poliHEMA), la fórmula del qual és-(CH2-CCH3COOCH20H)n-,
on el grup OH és hidrofílic i responsable de la hidratació del polímers.
Tanmateix, els hidrogels tenen una permeabilitat per a l'oxigen relativament
baixa si se'ls compara amb la silicona.
Ciment ossi (PMMA)
El ciment ossi té nombroses aplicacions clíniques quan es pretén fixar una pròtesi articular a l'os. El ciment ossi es prepara barrejant dos components, l'un en pols i l'altre líquid. En general, en la major part de marques comercials el constituent en pols conté polimetilmetacrilat, sulfat de bari com a agent radioopac i peròxid de benzoïl com a activador, mentre que el component líquid conté metilmetacrilat monomer N,N -dimetil-p-toluidina com a accelerant, i hidroquinona com a estabilitzant del monomer. Els continguts de cada constituent poden variar lleugerament d'una marca comercial a una altra. En barrejar els dos components del monomer líquid, es polimeritza i té lloc l'enduriment del ciment. Les propietats mecàniques dels ciments ossis curats són, sens dubte, inferiors a les de les resines acríliques comercials. Existeixen tot un seguit de factors, tant intrínsecs com extrínsecs, que permeten explicar aquest comportament deficient. Entre els factors intrínsecs cal remarcar la composició del monomer i de la pols, la distribució de formes i mides de la pols i amb ells el grau de polimerització, i la relació de líquid a pols. Entre els factors extrínsecs, cal destacar el medi en què es porta a terme la barreja, sobretot la temperatura del quiròfan, la tècnica de barreja utilitzada i el medi en què té lloc el curar (temperatura, pressió, superfícies de contacte, etc.). Polímers fluocarbonats
El polímer fluocarbonat més àmpliament conegut és el politetrafluoretilé (PTFE), anomenat comunament teflon. Altres polímers que contenen fluor són, entre d'altres, el plitrifluorcloroetilè (PTFCE) i el polifluor de vinil (PVF). Només el PTFE té interès per al tema que tractem, ja que la resta rarament s'utilitzen en l'elaboració d'implants. La unitat repetida en aquest polímer és
semblant a la del polictilè, tret que els àtoms d'hidrogcn han estat
substituïts per àtoms de fluor: (CF2-CE2)n-. Aquest polímer és altament cristal·lí
(més del 94% de cristal·linitat), amb un elevat pes molecular. Posseeix una
densitat molt elevada (2.2), una baixa resistència a la tracció (17-28 MPa) i
un mòdul d'elasticitat baix (0.5 GPa). Posseeix a més un coeficient de fricció
molt baix (0.1), la qual cosa el fa ideal per a superfícies de contacte. El
PTFE no es pot modelat per injecció ni es pot extruir, perquè la viscositat és
l'elevada i perquè no es plastifica. Per això la pols s'ha de sintetitzat per
damunt dels 327ºC i sota pressió, per produir implants.
Gomes
En la fabricació d'implants s'han utilitzat tres tipus de gomes: silicona, goma natural i gomes sintètiques. En general, s'entén que una goma té la propietat de poder ser estirada repetidament a temperatura ambient fins com a mínim el doble de la longitud original i ser capaç de recuperar amb forca la longitud original quan la tensió aplicada cessa. La capacitat de la goma per ser estirada es deu a l'estructura cis cargolada del poliisoprè. Que es pugui repetir l'estirament es deu als enllaços reticulars entre cadenes. La quantitat d'enllaços reticulants governa la flexibilitat de la goma. Gomes naturals i sintetiques La goma natural s'obté a partir del làtex de l'arbre Hevea brasiliensís. En la seva forma pura la goma és compatible amb la sang. La reticulació mitjançant raigs X o mitjançant peròxids orgànics produeix una goma de compatibilitat amb la sang superior a la que s'obté mitjançant la vulcanització convencional amb sofre. Les gomes sintètiques es van desenvolupar per substituir la goma natural. N'hi ha tres tipus fonamentals: SBR (copolímers d'esrirè-butadiè), butil (copolímer d'isobutilè-isoprè) o neoprè (policioroprè). Gomes de silicona La goma de silicona es un dels pocs polímers desenvolupats per a ús mèdic. S'obté amb baix pes molecular i baixa viscositat i es pot reticular per donar lloc a un material de característiques gomoses. Es poden utilitzar dos tipus diferents de vulcanització (reticulació): per escalfor o a temperatura ambient. En cada cas s’utilitzen diferents tipus d'agents reticulars. Aquestes gomes poden utilitzar pols de silica (SiO2) com a càrrega per a millorar les propietats mecàniques. Termoplàstics d'alta resistència
Recentment s'han desenvolupat nous materials polimèrics amb vista a poder competir amb els metalls lleugers. Aquests polímers posseeixen excel·lents propietats mecàniques, tèrmiques i químiques perquè la columna vertebral de les seves cadenes principals és més rígida. Dins d'aquest grup podem esmentar els poliacetals, dels quals s'ha avaluat la utilització per a l'acetàbul d'una articulació de maluc; les pol i sui fones, que s'han assajat corn a recobriment porós en implants ortopèdics, i els policarbonats, per als quals s'han trobat aplicacions en embalatge d'aliments i en sistemes d'assistència cardio-pulmonar. Deteriorament dels polímers
Els polímers es deterioren a causa de factors químics, tèrmics i físics. Aquests factors poden actuar sinèrgicament accelerant els processos de deteriorament, que poden afectar la columna vertebral de la cadena, els grups laterals, els enllaços reticulants i l'estructura molecular original. Sense analitzar els processos específics, cal esmentar, tanmateix, el deteriorament causat per l'esterilització. Totes les tècniques d'esterilització contribueixen al deteriorament del polímer en qüestió. L'esterilització per calor seca es porta a terme entre 160 i 190ºC, és a dir, per damunt de les temperatures de reblaniment o de fusió de la major part de termoplàstics. Per la seva banda, l'esterilització per vapor o autoclau es porta a terme entre 120 i 135ºC. Aquí no sols la temperatura és important, sinó que el valor d'aigua pot atacar enllaços en determinats polímers. Agents químics com ara òxids d'etilè o de propilè en forma de gas i solucions fenòliques i d'hipoclorur es poden emprar ,i baixes temperatures, si bé aquests mètodes requereixen molt de temps, són més costosos i de vegades els agents químics poden ser altament tòxics i difícils d'eliminar o simplement poden causar el deteriorament del polímer. Finalment, l'esterilització per radiació deteriora, per damunt de dosis concretes, tota mena de polímet tant en trencar cadenes com en recombinar enllaços. Tipus d'implants.
Substitució de teixits tous.
L'èxit de la substitució de teixits tous s'ha degut principalment aI desenvolupament dels polímers sintètics. Això s'explica per la capacitat pròpia dels polímers per ser elaborats amb propietats físiques i químiques força semblants ais teixits tous naturals, i així es poden fabricar en formes físiques molt diferents: fibres, teixits, pel·lícules, sòlids i fins i tot líquids. Sutures, cinta quirúrgica i adhesius.
Els implants més generalitzats i uns dels que mouen un major volum econòmic són les sutures. En aquests darrers anys, com a sistemes alternatius o complementaris s'hi han afegit les cintes o bandes quirúrgiques i els adhesius. Hi ha dos tipus de
sutures segons la seva integritat física in vivo: les absorbibles i les no
absorbibles. Es poden distingir també en funció de la matèria primera de la qual procedeixen:
sutures naturals (catgut, seda i cotó) i sutures sintètiques (niló, polietilè, polipropilè, acer inoxidable i tàntal). També es poden classificar
d'acord amb la forma física; monofilament i multifilament.
La sutura absorbible catgut consisteix
en col·lagen i s'elabora a partir de la submucosa intestinal de les ovelles,
que convenientment tractada pot assolir una vida de fins a 40 dies. Cal
esmentar que els nusos que es fan per fixar el punt de sutura en redueixen la
resistència mecànica.
El catgut, com també altres sutures
absorbibles (niló, àcids làctic i poliglicòlic), produeix reaccions tissulars,
si bé el seu efecte disminueix en ser absorbides. Això és cert també per a
altres sutures naturals no absorbibles com la seda o el cotó que donen lloc a
una major reacció que sutures sintètiques com ara poliester, niló i
poliacrilonitril. En cas d'infecció no sembla que l'estructura química i la
configuració geomètrica de la sutura tinguin cap influència. El polipropilè, el
niló i l'àcid poliglicòlic causen menys infeccions que altres sutures, com
l'acer inoxidable, el catgut o el poliester.
Se suposa que les cintes o bandes
quirúrgiques poden evitar problemes que es presenten amb l'ús de sutura, com
abcessos, debilitat dels teixits de cicatrització, necrosi a causa de la
pressió, etc. Tanmateix, els seus problemes són semblants als que presenta un
esparadrap o una tireta: vores de la ferida no alineats, pobre adhesió perquè
la ferida està humida o bruta, separació de la cinta quan es produeix un
hematoma o bé en el cas de drenatge de la ferida. Tot plegat ha fet que les
cintes o bandes quirúrgiques no hagin tingut l'èxit que se'ls anticipava.
Malgrat tot, s'han utilitzat en l'empelt de pell i en la connexió de teixits
nerviosos.
El tipus de medi ambient delsteixits i
la seva capacitat de reacció dificulten el desenvolupament de l’adhesiu ideal
per a ells. A partir de l'experiència existent es pot dir que un adhesiu ha de
ser capaç de mullar i enganxar-se als teixits, ser capaç de polimeritzar
ràpidament sense produir gaire calor o alliberar productes tòxics, ser
reabsorbible a mesura que les ferides cicatritzen sense interferir amb el
procés normal de cicatrització, tenir una preparació senzilla en el quiròfan,
ser esterilitzables, posseir una vida suficient perquè es pugui emmagatzemar i
poder ser fabricat a gran escala. Avui en dia existeixen diversos tipus
d'adhesius en el mercat, entre els quals els més coneguts són els derivats del
cianoacrilat. Si es compara la resistència del teixit sutural i la del tractat
amb adhesiu, es comprova que aquesta és la meitat d'aquella al cap de deu dies.
Els adhesius s'utilitzen només en teixits fràgils, com la melsa, el fetge, el
ronyó o el pulmó. L'ús d'adhesius en cirurgia plàstica i en teixits durs, com
dents trencades, ha obtingut un èxit molt moderat.
Implants percutanis i de pell.
La necessitat d'implants percutanis s'ha accelerat amb l'aparició de ronyons i cors artificials i per la injecció perllongada de medicines i substàncies nutrients. Per la seva banda, la pell artificial és imprescindible per poder mantenir la temperatura del cos en els grans cremats. El problema d'obtenir una intercara viable i funcional entre el teixit (pell) i l'implant es deu fonamentalment als factors següents: en primer lloc, si bé té lloc una bona fixació inicial del teixit als intersticis de la superfície de l'implant, no es pot mantenir durant llargs períodes de temps la que les cèl·lules del teixit dèrmic l'alteren, al mateix temps que l'epiteli tendeix a créixer al voltant de l'implant aïllant-lo; en segon lloc, qualsevol obertura prou gran perquè puguin entrar-hi bactèries, acabarà produint una infecció. En el desenvolupament d'un sistema
percutani intervé tota una multitud de variables a considerar: la funció de
l'implant, que pot anar des de la transmissió d'energia, com l'estimulació
elèctrica, fins a la transmissió de matèria, com en les cànules per a la sang;
factors enginyerils, com la selecció del material, el mateix disseny geomètric
de l'implant i les tensions mecàniques a les quals serà sotmès; variables
biològiques, ja que un implant per a un ésser humà no és igual que un altre per
a una rata de laboratori, o bé un implant en posició abdominal o dorsal;
finalment, factors humans que faran referència a les cures després de l'operació,
l'aspecte estètic o la mateixa tècnica d'implantació.
Quan es tracta de pell artificial, els
problemes són semblants al cas anterior. En aquest cas cal un material que
pugui adherir-se a la gran superfície cremada per evitar la pèrdua de
fluids, electròlits i altres biomolècu-les fins que la ferida cicatritzi. Tot i
que caldria trobar un implant de pell permanent, fins al moment actual no ha
estat possible obtenir-lo, i sembla que encara queda un camí força llarg fins
poder-lo obtenir definitivament. Avui en dia s'utilitzen autoempelts i
homoem-pelts amb solució permanent.
Fins ara s'han utilitzat membranes
compostes rericulades de col·lagen-muco-polisacàrid, col·lagen reconstituït i
copolímers de clorur de vinil i acetat i metil-2-cianoacrilat, si bé aquests
últims sense gaire èxit.
Implants maxillofacials i d'augment d'altres teixits tous
En aquest apartat hem de parlar d'implants cosmètics i de reconstrucció. Encara que els teixits tous es poden dividir en els que omplen un espai, els que constitueixen un suport mecànic i els que emmagatzemen o transporten un líquid, la major part porta a terme més d'una d'aquestes funcions. D'implants
maxillofacials, n'hi ha de dos tipus: extraorals i intraorals. Per als primers
existeix una gran diversitat de materials polimèrics disponibles. En
general es requereix que el color i la textura concordin amb els del pacient, que sigui mecànicament i químicament estable, que es
pugui fabricar fàcilment. A grans trets, els materials que s'utilitzen són copolímers de policlorur de vinil
i acetat, PMMA, silicona i gomes de poliuretà. Els requisits dels
implants intraorals són els mateixos que per a altres implants, ja que en
realitat van implantats. Per a la correcció de defectes maxil·lars, mandibulars o dels
ossos de la cara, s'utilitzen materials metàl·lics com tàntal o l'aliatge Co-Cr. Per
a l'augment de teixits tous, com la geniva o la barbeta, s'utilitza goma de
silicona o PMMA.
També existeixen implants per
substituir totalment o parcialment la cadena òssia de l'oïda. Els materials
utilitzats inclouen PMMA, PTFE, polietilè, goma de silicona, acer inoxidable i tàntal, si bé sembla que recentment s'ha
demostrat que el composite a base de PTFE i carboni, el polietilè porós i el carbó pirolítc són els materials més adequats per a implants
d'otologia.
Els implants oculars
s'utilitzen tant per restaurar la funcionalitat de la còrnia com de la pupil·la quan aquestes estan
danyades o malaltes. En general, aquests implants són acrílics transparents,
especialment PMMA. Recentment, les lents intraoculars estan experimentant un
creixement espectacular. Actualment només es col·loquen després d'operacions de
cataractes, però es pensa que en un futur immediat s'implantaran en pacients que necessitin
utilitzar lents de vidre de gruix considerable.
També han estar necessaris
implants per a la circulació de fluids en casos com hidrocefalia i incontinència urinària. La hidrocefalia,
causada per una pressió anormalment elevada en el fluid cerebroespinal en el
cervell, es pot tractar drenant el fluid a través d'una cánula especial. Per la seva
banda, l'ús d'implants per al sistema urinari no ha tingut èxit a causa de la
dificultat per unir de manera estanca la pròtesi al sistema viu. A més, els dipòsits sòlids de l'orina poden
arribar a bloquejar l'orifici, i també presenta un perill d'infecció constant. S'han assajat
molts materials, com ara vidre, goma, plata, tàntal, Co-Cr, polietilè, PTFE, polivinilalcohol,
etc., sense èxit a llarg termini.
Dins dels implants
que han d'omplir un espai, potser Ics pròtesis de pit són els més representatius. Al començament l'augment de mida
dels pits es feia amb materials com parafina, cera o fluids de silicona per
injecció directa o dins d'un globus de silicona. Problemes com inestabilitat
progressiva i pèrdua final de forma i textura, juntament amb infecció i dolor, van fer que al
final dels anys seixanta es prohibís als Estats Units l'ús d'implants injectables.
Malgrat que l'augment o la substitució dels pits per raons purament estètiques no és recomanable, sembla que
psicològicament
pot ser beneficiós que les pacients que han patit una masectomia radical o bé amb deformacions no simètriques puguin disposar de
pròtesis
d'aquesta mena. En general s'utilitza
com a pròtesi una bossa de goma de silicona plena de silicona gel i recoberta d'una
malla de poliester per permetre el creixement de teixit viu perquè el fixi. La pròtesi de vagina, de
testicles i de penis artificials també entren dins d'aquesta categoria.
Implants en contacte amb la sang
Els implants en contacte amb la sang es poden dividit en dues grans categories: implants extracorporis d'ús a curt termini, com ara membranes per a òrgans artificials (pulmó o ronyó artificial), tubs i catèters per al transport de la sang, i implants per a ús in situ a llarg termini, com implants, vasculars i òrgans artificials implantables. Encara que els marcapassos no estan en contacte directe amb la sang, s'han d'incloure aquí perquè es tracta de sistemes que ajuden a fer circular la sang a través del cos. El requisit més important dels implants
en contacte amb la sang és que hi siguin compatibles. Si bé la coagulació de la sang és el més important per a la
compatibilitat en la sang, els implants no han de danyar proteïnes, enzims i elements
formats de la sang (cèl·lules roges, cèl·lules blanques i plaquetes). Els
implants s'utilitzen per substituir o apedaçar grans artèries o venes, incloent-hi el
cor i les vàlvules. La major part de materials utilitzats per a aquestes aplicacions són els polímers a causa de la seva flexibilitat
i la fàcil
fabricació.
Els implants de venes
han trobat algunes dificultats a causa del col·lapse de les parets de la
vena adjacent o de la coagulació provocada per les baixes pressions i
pel flux gairebé estàtic. Tot i així, la substitució de venes no ha estat un problema major, ja que en gairebé tots els casos es poden
portar a terme autoempelts. De tota manera, per a aquestes aplicacions s'ha
utilitzat niló, PRFE i poliester.
Els primers dissenys
d'implants vasculars consistien en tubs sòlids de vidre, alumini, or, plata i
PMMA. Tots aquests implants desenvolupaven coàguls. Al començament dels anys cinquanta
es van introduir els implants porosos que permetien el creixement de teixit en
els seus intersticis. Aquests teixits són els que estan en contacte amb la
sang, i per tant minimitzen la coagulació. Irònicament, per a aquesta
aplicació es va trobar que els materials trombogènics eren els més satisfactoris. Un altre
dels avantatges és l'ancoratge que produeix el creixement del nou teixit. El desavantatge
pot estar en les pèrdues inicials a través dels porus, si bé això es pot evitar precoagulant
la superfície exterior de l'implant abans de col·locar-lo. Per fabricar
aquesta mena d'implants s'ha utilitzat niló, PTFE, poliester,
polipropilè i poliacrilonitril. Tanmateix, els materials més favorables semblen ser el
PTFE, el poliester i el polipropilè, a causa del mínim deteriorament de les
seves propietats físiques in vivo, D'entre ells, el poliester (polietileteraftalat) és el més emprat. Recentment s'ha
desenvolupat un empelt arterial recobert de carboni pirolític que per les seves
propietats no trombogèniques pot millorar la no obstrucció de l'empelt i disminuir la
necessitat de fer servir anticoagulants després de l'operació. Quant a la porositat del
teixit, en general es pren de tal manera que en un minut passin a través d'1 cm2 de teixit entre
5000 i 10000 ml d'aigua, a 120 mm Hg,
El cor té quatre vàlvules en els ventriculs.
Generalment les del ventrícul esquerra (mitra) i (aórtica) es deterioren abans
que les del ventrícul dret a causa de la superior pressió ventricular esquerra. La vàlvula aórtica acostuma a ser la més important i sovint la més crítica, ja que es l'última porta a través de la qual ha de passar
la sang abans de circular pel cos. Històricament han existit moltes menes
diferents d'implants de vàlvules des que es van començar a utilitzar al començament dels anys seixanta.
De primer es va pretendre imitar les vàlvules naturals utilitzant
"hojuelas". Posteriorment es va passar a dissenys consistents en una
bola o un disc a l'interior d'una gàbia. Els requisits són els mateixos que per als
implants vasculars, l'única diferència és que a més han de mantenir el flux i
la pressió de la sang amb un soroll mínim. Cal destacar que també s'han utilitzat vàlvules i col·lagen procedents d'animals
per a implants en humans. En general, totes les vàlvules artificials porten
un anell de teixit de material polimèric que es pot cosir al teixit viu, la
qual cosa ajuda a la fixació inicial de l'implant fins que es
produeix el veritable creixement de teixit viu, com hem explicat anteriorment.
La gàbia acostuma a ser metàl·lica i va recoberta de
carboni pirolític, igual que la bola o el disc, per produir una superfície no trombogènica. Per la seva banda, la
bola o el disc poden ser polimèrics (polipropilè, polioximetilè, policlorotrifluoretilè), metàl·lics (titani, Co-Cr, o
carboni pirolític dipositat sobre un substrat de grafit. Actualment, però, s'està estudiant també l'ús de materials ceràmics, com l'òxid d'alumini o l'òxid de circóni.
Els sistemes d'assistència cardíaca pretenen sostenir la
circulació de la sang quan el cor no pot funcionar normalment o durant una intervenció de cirurgia cardíaca. Mentre la sang és impulsada per una bomba,
aquesta pot ser oxigenada pel mateix pulmó del pacient o per un oxigenador
artificial. En tots els tipus d'oxigenadors (de membrana, de bombolla i de pel·lícula), el gas oxigen entra
en contacte amb la sang i simultàniament s'elimina el gas de rebuig C02.
Les membranes que s'utilitzen acostumen a ser de goma de silicona o de PTFE.
Quant a la tansferència d'O2 i de CO2, sembla una mica millor la goma de silicona que el PTEE.
Encara que la major
part dels implants estan dissenyats per portar a terme funcions mecàniques, d'entre els que
efectuen funcions elèctriques potser és el marcapassos l'implant per excel·lència. Pel que fa a funcions
químiques,
es pot parlar d'implants com el ronyó i el pulmó artificials. Per la seva
banda, el cor artificial o els sistemes d'ajut a la funció cardíaca utilitzen cameres, vàlvules i sistemes de
bombeig de la sang. Actualment la col·locació d'un cor artificial autònom encara és impossible, ja que cal
alimentar-lo amb energia elèctrica.
El marcapassos cardíac s'utilitza per regular
el ritme de contracció dels músculs del cor. Bàsicament, un marcapassos ha
de subministrar una quantitat exacta d'estímul elèctric al cor, per a les
diverses velocitats d'aquest. En realitat, el marcapassos consisteix en uns
electrodes conductors connectats a un estimulador. Els electrodes estan ben aïllats, generalment amb goma
de silicona, tret de les puntes que se suturen o fixen directament a la xarxa
cardíaca.
La punta acostuma a ser d'un metall noble d'elevada resistència a la corrosió i de raonable resistència mecànica, com per exemple
l'aliatge Pt - 10 % Ir. Els problemes més significatius acostumen a ser la
ruptura per fatiga dels elèctrodes i la formació de teixit de cicatrització col·laginós a la punta de l’elèctrode
que fa augmentar la resistència elèctrica del contacte. La
bateria i els components electrònics s'aïllen en recobrir-los amb
una resina polimèrica. Els marcapassos s'acostumen a substituir entre els dos i cinc anys a causa de l'esgotament de la bateria elèctrica. Però
col·locar-hi bateries de més durada tampoc no seria més útil si no es resolen
els problemes de fatiga dels fils i electrodes i de disminució de conductivitat
en els contactes. A fi de resoldre aquests problemes, s'estan desenvolupant
electrodes porosos que permetin l'ancoratge mitjançant el creixement de teixit
muscular cardíac.
La principal funció dels ronyons és
eliminar els productes metabòlics de rebuig. Els productes filtrats de rebuig
són principalment: urea, sodi, clorur, bicarbonat, potasi glucosa, creatinina i
àcid úric. Així doncs, en el ronyó artificial el component clau serà la
membrana que pugui portar a terme aquesta mena de filtratge que es coneix com a
diàlisi. A banda de la membrana, l'aparell de diàlisi consisteix també en un
bany, una bomba que permet que la sang, un cop neta, circuli des de l'artèria
fins a la vena.
El material utilitzat en la majoria de
membranes és la cel·lofana, un derivat de la cel·lulosa. Idealment, la membrana
hauria d'eliminar tots els rebuigs metabòlics com fa el ronyó sa, ha de ser
compatible amb la sang i ha de tenir prou resistència mecànica en estat humit
per permetre l'ultrafiltrat sense canvis dimensionals importants.
S'han portat a terme intents de
millorar les membranes de cel·lofana mitjançant reticulacions, copolimerització
i reforç mitjançant fibres d'altres polímers com ara el niló. Igualment, la
superfície s'ha recobert d'heparina per impedir la coagulació. També s'han usat
membranes com ara un polímer de polietilenoglicol i polietilenoteraftalato que
pot filtrar selectivament a causa dels segments atentats hidrofílics i hidrofòbics.
A més d'intentar millorar la membrana
per millorar la diàlisi, s'estan fent molts esforços en les investigacions
encaminades a obtenir nua màquina molt més compacta (ronyó portàtil) i menys
cara (poder realitzar la diàlisi a casa o disposar de filtres reurilitzables).
Un altre problema és l'ús d'una cánula que cal connectar als vasos sanguinis.
En malalts crònics, per als seus vasos sanguinis això representa un trauma
repetit, la qual cosa fa necessari implantar a llarg termini un implant
percutani.
Substitució de teixits durs
En el terreny de la substitució de teixits durs, només es pot parlar d'implants per a ossos esqueletics i d'implants dentals. Abans de continuar, hem de remarcar que els teixits durs, i concretament els ossos, tenen una gran capacitat per remodelar-se. Això permet, per exemple, l'osteosintesi d'un os fracturat, però aquesta remodelació pot anar més enllà i es pot produir el creixement o la desaparició d'os en funció de les necessitats mecàniques d'aquest. En realitat no es coneix exactament com es regula aquesta activitat osteogenètica o esteoclàssica, i per això no es pot dir que un fet tan comú com una fractura òssia sigui un problema completament resolt. Els principis de disseny i els criteris
de producció dels implants ortopèdics són els mateixos que s'utilitzen en
altres aplicacions en enginyeria en què es requereix que la peça realitzi una
funció mecànica. La capacitat de remodelació dels reixits vius fa que no siguin
rellevants fenòmens que serien fatals en materials sintètics, com ara la
corrosió o la fatiga. Per això els implants que substitueixen els teixits vius,
en concret l'os, no poden ser semblants a aquest ni en forma ni en resistència,
ja que no gaudiran de l'ajuda de l'autoreparació.
Sistema per a la fixació interna de fractures
En realitat, els sistemes per a la fixació de fractures van ser els primers implants que es van desenvolupar. Els més simples i més versàtils són probablement els diversos filferros metàl·lics (com les agulles de Kirschner) que s'utilitzen per mantenir fixos diferents fragments ossis. Els problemes de corrosió i fatiga s'agreugen en els punts de subjecció a causa de la concentració de tensions que s'hi produeix. En general, les puntes de les agulles i dels claus estan tallades d'una manera especial perquè puguin entrar dins l'os amb relativa facilitat. Els cargols són un altre dels implants
més a bastament utilitzats per a la fixació d'ossos, sia amb si mateixos, sia
amb plaques s'osteosíntesi (Figura 1). Bàsicament n'hi ha de dos tipus (Figura
2): els autoroscants i els no autoroscants, és a dir, aquests darrers no
necessiten un forat prèviament practicat a l'os mitjançant una broca. La
resistència a l'arrencament en ambdós tipus de cargols és aproximadament la
mateixa. La geometria del filet influeix en la resistència a l'arrancament, si
bé en realitat el que governa aquesta resistència és la secció del cargol.
Els teixits propers al cargol pateixen
i immediata ment una necrosi i són inicialment reabsorbits, però sempre que el
cargol estigui fermament fixat. Els teixits morts són substituïts posteriorment
per teixit viu. Si, en canvi, existeix alguna mena de macro o micromoviment
entre el cargol i l’os, es forma teixit fibrós col·laginós que l’encapsula, i
així s'augmenta progressivament el procés d'afluixament.
Existeixen en el mercat molts tipus i
mesures de plaques d'osteosíntesi. Donat que les forces que els músculs de les
extremitats generen són molt elevats, les plaques han de ser resistents,
sobretot les femorals i les tibials, les plaques es fixen mitjançant cargols,
els quals no han de quedar fluixos, però si estan massa cargolats poden produir
necrosi òssia, deformar-se i tallar, i patir un procés de corrosió sota
Tensions. La discussió relativa a la conveniència o no de tenir l’os sotmès a
compressió per tal d'obtenir un millor procés d'osteosíntesi ha portat el poder
disposar en el mercat de plaques anomenades d'autocompressió. La presència de
la placa produeix un efecte d'apantallament de càrregues a l'os, en tots els
casos. Sembla demostrat que un cop s'elimina la placa metàl·lica l'os és
mecànicament més dèbil en aquell punt. Més encara, en aquells punts en què
existeix un element resistent que exerceix la funció mecànica en lloc de l'os
es produeix reabsorció òssia. Així doncs, l'existència d'una placa durant molt
de temps pot produir l'efecte contrari del que es perseguia. Finalment cal
tenir en compte que en retirar la placa queden els forats on estaven fixats els
cargols. Aquests forats actuen com a concentrador de tensions i poden originar
una nova fractura, per la qual cosa cal prendre algunes precaucions fins i tot
un cop s'hagi consolidat la fractura i retirar la placa.
Un altre sistema per fixar fractures en
ossos llargs consisteix a insertar molt ajustadament en la cavitat intramedul·lar
el que es coneix com un sistema intramedul·lar o clau. Aquesta mena d'implant
ha d'exercir alguna mena de força elàstica a l'interior de la cavitat a fi
d'evitar rotacions i fixar fermament la fractura.
En comparació amb la fixació mitjançant
una placa, el sistema intramedul·lar presenta millors condicions per resistir
les tensions a flexió, ja que es col·loca al centre de l’os. Et seu punt dèbil
és una resistència a torsió molt baixa. Existeixen diferents menes de claus
intramedul·lars, fonamentalment en funció del seu perfil. Potser els més
coneguts són els de Kuntscher, amb secció en forma de trébol, i el de
Schneider, amb secció en estrella de quatre puntes,
A banda dels sistemes de fixació per a ossos
llargs, són de gran importància als sistemes de fixació espinals. Aquests es
poden utilitzar tant en cas en què es pretén corregir alguna deformitat per
excessiva corbatura de la columna vertebral com en casos en què existeix la
necessitat de portar a terme una artrodesi que implica la rigidització d'un
conjunt de segments vertebrals. Aquests sistemes poden arribar a ser molt
complexos i combinen plaques, claus, cargols i tot un conjunt de petites peces que es fixen sia en el cos vertebral sia en els pedículs
de les vèrtebres.
El material per excel·lència amb què es
realitzen tots aquests sistemes d'osteosíntesi és l'acer inoxidable
aus-tenític. Això no vol dir que no s'hagin fabricat plaques de Co-Cr 0
claus-placa d'aliatge de Ti, o que no s'hagin assajat plaques de PMMA enfibrat
amb fibres de carboni o bé d'un composite consistent en polietilè i
hidroxiapatita.
Com hem esmentat anteriorment, el
procés osteogenic no és del tot conegut, i sembla que no hi intervenen només
factors mecànics, sinó també factors elèctrics i magnètics. De fet, les
propietats piezoelèctriqucs de l'os són ben conegudes. S'ha comprovat que
l'activitat osteogenics es pot millorar mitjançant l'aplicació d'estímuls
electromagnètics. Com és natural, el mecanisme d'estimulació tampoc no és
conegut, si bé es pensa que pot estat relacionat amb la naturalesa altament
negativa de la regió fracturada a causa de l'augment de les activitats iòniques
i metabòliques en aquesta regió.
Substitució articular
Les articulacions plantejen nous problemes en relació amb la reparació de l'os, ja que, com a mínim, cal incloure en el seu estudi els fenòmens de corrosió i de desgast, i també la dinàmica de transferència de càrregues a través de l'articulació. Igualment cal tenir en compte els perills d'infecció i, sobretot, el fet que recanviar una pròtesi per segona vegada és molt més complicat que col·locar-la per primera vegada, a causa de la destrucció del teixit natural produïda. Primer la pròtesi de maluc (Figura 3) i més endavant la de genoll (Figura 4) s'han anat implantant amb èxit en pacients que d'una altra manera haurien perdut totalment la capacitat de caminar. Les articulacions de maluc i d'espatlla
consisteixen en una ròtula i una dolla, mentre que les altres, com les del
genoll i el colze, són de tipus frontissa. Totes presenten dues superfícies
articulars cartilaginoses llises i lubrificades pel fluid sinovial. La
naturalesa ha dotat les articulacions de grans àrees per tal de minimitzat
l'efecte de concentració de tensions. A més, els xocs instantanis són absorbits
pel cartíleg i per l'os esponjós subcondral que es troba a sota, i que gràcies
a les seves propietats viscoelàstiques transmet gradualment la càrrega a l'os
cortical. L'articulació com a tal la porten a terme els lligaments, els tendons
i els músculs. L'anàlisi de les forces que actuen sobre els diversos tendons i
lligaments és molt complicada. Més encara, la cinematica
de les articulacions és molt difícil d'estudiar, i no és senzill arribar a
determinar amb precisió com varia la posició del centre instantani de
rotació, ni
tan sols en una articulació tan coneguda com el genoll. Les forces
aplicades durant una activitat determinada han estat convenientment mesurades,
com ens mostra la Taula 1. Com s'hi pot veure, les forces màximes en un cicle sobre les
articulacions en activitats tan simples com és nedar o pujar escales
poden ser molt elevades.
 Taula 1. Valors màxims de las forces que s'exerceixen sobre el maluc i sobre el genoll durant
diferentes activitats.Força màxima sobre l'articulació (en múltiples del pes corporal)
Les pròtesis de maluc han experimentat enormes variacions al llarg de la seva història. En un principi només es va pretendre corregir el teixit sa. Tanmateix, amb el temps es demostrà que això no era una solució sinó una font de nous i constants problemes. Així, després de portar a terme proves com ara recobrir amb metall el cap femoral i/o l'acetàbul, o utilitzar un clau roscat acabat en una bola per substituir el cap femoral, en l'actualitat existeixen dues grans classes de pròtesis de maluc: les parcials i les totals. En ambdós casos se secciona el coll del fèmur i s'insereix el piu de la pròtesi a l'interior de la cavitat medul·lar. La diferència és que mentre la pròtesi parcial conserva el cartíleg acetabular, a la pròtesi total s'elimina i per substituir-lo es col·loca una cotila en què encaixarà la bola de la pròtesi. Les pròtesis parcials s'acostumen a col·locar només en pacients d'edat molt avançada, ja que el deteriorament del cartileg acetabular es produeix a gran velocitat en els pacients que desenvolupen una gran activitat. Cal destacar que en el mercat existeix una quantitat ingent de models i de dissenys de pròtesis de maluc. Això posa de manifest el coneixement tan limitat que es té encara sobre la funció de Ics articulacions i, d'altra banda, la capacitat d'adaptació que té l'organisme per suportar i sobreviure a les possibles atrocitats que poden produir alguns d'aquests implants. El problema més important de les pròtesis de maluc, com també el de la resta de pròtesis articulars, és el de la fixació. Si s'estudia la
distribució de tensions en un fèmur sa i en un altre que porti una pròtesi de maluc, s'observarà que la situació varia dràsticament a causa del canvi
de geometria de l'element resistent. Així, mentre la tensió en la regió distal, a l'extrem del vàsteg, augmenta
considerablement respecte del fèmur sa, a la regió calcar (regió de contacte de la pròtesi amb l'os per sota de
la posició de la bola) la tensió disminueix considerablement, es
produeix una reabsorció òssia i, per tant, un debilitament important.
Això ha
portat a redissenyar la geometria de les pròtesis, si bé amb l'aparició de nous problemes.
D'altra banda, fins
fa ben poc la fixació de les pròtesis a l'os s'ha portat a terme mitjançant un ciment ossi acrílic (PMMA).
El ciment es fica
dins la cavitat òssia quan encara està pastós i a continuació s'hi col·loca la pròtesi que es vol fixar. El
ciment no sols actua com a fixació inicial de l'implant a l'os, sinó que les seves propietats
viscoelàstiques li permeten distribuir millor les càrregues des de la bola fins
a les parets del fèmur, i impedeix que aquesta transferència de càrrega es faci puntualment. L'ús de ciment no impedeix que
la regió calcar senti sol·licitacions menors que en el cas del fèmur sa, amb la qual cosa es
produeix reabsorció d'os i finalment afluxament de l'implant o fractura del piu, i això comporta al seu torn ta
necessitat de recanviar la pròtesi. Cal destacar que per a cada
disseny d'implant és tant important definir la tècnica quirúrgica per a la col·locació com per a l'extracció, tant en cas d'infecció com d'afluixament o
ruptura. Avui en dia es tendeix al disseny de pròtesis modulars que permeten
la substitució d'elements parcials: la bola, el piu, la cotila, etc. Igualment, sembla
que actualment s'està imposant l'ús de pròtesis no cimentades,
sobretot en pacients joves. Encara més, les pròtesis amb recobriment porós i les recobertes amb
hidroxiapatita semblen tenir una certa acceptació entre els cirurgians pel fet que indueixen al
creixement ossi de la seva superficie.
Un altre punt
important a destacar és la fricció entre la bola i la còtila. S'ha demostrat que la
fricció, i
amb això el desgast, és menor utilitzant bola ceràmica i còtila de polietilè que si s'utilitza còtila de polietilè i bola metàl·lica, i al seu torn aquesta
última
combinació és millor que si ambdues superfícies són metàl·liques. El desenvolupament
i l'acceptació de les pròtesis de genoll ha estat més lent que les de maluc perquè la biomecànica del seu moviment és més complicada, si bé en realitat la incidència de degeneracions en
l'articulació del genoll és superior a la de qualsevol altra articulació. Els implants de genoll
utilitzats es poden classificar com de tipus frontissa i sense frontissa.
Malgrat que més amunt hem dit que en general l'articulació del genoll és de tipus frontissa, en
realitat no és aix |