BIOMATERIALES - Universidad Nacional De Colombia€¦ · presencia de biomateriales, dado que los impfantes proveen una region i,naccesible pc'lra las celulas del sistema inmunol6gico

BIOMATERIALES (NOTAS DE CLASE)

Por

CLAUDIA PATRICIA GARdA G

Profesora Asistente Departamento de Fisico

Faeultad de CienciQ$

Universidad Nacional de Colombia Sede Medellin

TABLA bE CONTENIDO

Introduccion 3

Definicion 44

Breve resefia historica 4

Aplicaciones actuales de los biomateriares 5

Materiales inertes y casi inertes 10

Materiales reabsorbibles 11

Materiales bioactivos 11

Cerdmicas cristalinas casi inertes 12

Cerdmicas porosas 14

Vidrios bioactivos y vitrocerdmicos 15

Cerdmicas de Fosfato de calcia 24shy

Fosfatos de Calcio reabsorbibfes 24

Materiales de jmptant~ con base Carbon 19

Clasificacion de los biomateriales segun la naturaleza de los materialesmiddot 27

Bibliograffa 32

INTROOUcaON

EI tema de los biomateriales ha ido creciendo en interes en los uJtimos tiempos entre la comunidad academica sobre todo en aqueHos estudiantes que cursan las asignaturos de la ifnea de profundizaci6n en Materiales Cerdmicos y Vftreos

Esta situaci6n motivo mi deseo de publicar unas notos de clase que compilan alguna de la bibliograffa consultada POI mi en la etapa de preparaci6n de este tema como uno de los t6picos que se trabajon en la asignatura Ingenierfa Cerdmica

Estos middotnotas tienen como objetivo principal ayudar al estudiante a introducir dentro de 50 formocion el tema de ros biomateriares y a motivarlo a que se interese por el sembrando la inquietud ocerco de la gran variedad de disciplinas que este t6pico involucra y de la gran cantidad de trabajos de investigaci6n que es posibJe desarroUar en un drea que a la vez tiene un atto contenido sociapound dada la utilidad practica de dichos materiales

~ Espero que estas notQS sean realmente uti les a los estudiantes que tas consulten y constituyan una herramienta de trabQjo en presentes y futures investigaciones que se desarrollan en fa sede

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BIOMATERIALES

DEFINICJ6N bull Un biomaterial es un material sin vida usado en un dispositivo destinado a

interactuar con sistemas biologicos En esta definicion es necesario definir tambien biocompatibilidad que es la capacidad de un material de responder adecultldamente cuando se coloca dentro de una aplicaci6n

bull Materiales delivados de productos naturales y sinteticos desarrollados para sustituir partes del cuerpo humano que POl alguna razeSn dejaron de

funcionar Estos materiales deben trabojar en contacto intimo con tejidos vivos con un mlnimo de reacciones adversltlS

bull Un biomaterial es un material sintetico usado para reemplazar parte de un sistema vivo 0 para funcionar en intimo contacto con tejido vivo

bull Una sustancia sistematica y farmatologicamente inerte disenada para la implantacion () la incorporacion con sistemas vivos

BREVe REse~A HIST6RICA EI usa de materiale$ extrano$ como implantes no es nueVO En 10 era pre Cristiana hubo reportes de sustituciones de partes de hueso dirigidas (1

~ reparar danos muy severos sufridos en el cuerpo En la mitad del siglo XIX la ciencia habla adelantado bastante para reparctr partes del cuerpo humano usando materiales extranos Lamentablemente el estudio de tos materiales PrQpiamente no se habra desarrollado y se usaran implantes basados en bronce y cobre fos cuales obviamente fallaron a causa de la corrosion EI usa de los biomateriales no se volvio prdctito hasta la aparicion de las tecnic(lS de cirugia asceptica desarrollada par Uster en 1860 Los

procedimientos de cirugia anteriores a este descubrimiento involucrara biomateriafes 0 no fueron generalmente infructuososmiddot a causa de las

infecciones Los problemas de Jas infecciones tienden a ser mayores en la presencia de biomateriales dado que los impfantes proveen una region inaccesible pclra las celulas del sistema inmunol6gico del cuerpo Los primeros implantes exitosos asr como una gran proporci6n de los modernos fueron en el sistema esqueletico Lasplatinas de hueso fueron introducidas en los anos

1900 para ayudar en fa fijacion de las fracturas Muchas de e$as primeras platinas se quebrctban como resultado de un disefio mecanico inapropiadoellas fueron demasiado delgadas y tenran esquinas donde Se concentrabdn fos esfuerzos Tambh~n se descubri6 que los materiales tales como el ocero al

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vanadio los clKlles 5e utilizaban par sus buenas propiedades mecdnicas se corrDfan reipidamente en eJ cuerpo Pronto Se realizaron mejores disePios y se utilizaron mejores materiales En 1930 se introdujo el usa de aeeros inoxidables y aleaciones cromo - cobalto obteniendo con estos grandes exitos en lafijacion de fracturas y se realizo ta primera chugfa de reemplazamiento de articulacion En cuanto a Iospolimeros se descubrio que los pilotos de las aeronaves de la n guerra mundial que fueron heridos par fragmentos de la cubierta pldstica de Jos aviones (polimetilmiddot metacrilato PMMA) no suf~ieron reocciones crcSnicas adversas par la presencia de los fragmentos en el cuerpo EI PMMA se usa ampliamente despues de fa n guerra mundial para reemplazamiento de c6rnea y de secciones del hueso del creineo Siguiendo los avances en materiates y en tecnicas quinlrgicas se produjeron reemplazamientos de vdlwlas del corazeSn y de articulaciones cementadas en 1960 Aplicciones artuales de los biomaterial

Hoy en dfa los biomateriales se usan en aplicaciones tales como

bull Vdlwlas cardiacas artificiales Son fabricadas en Carbono Metal Polfmeros 0 a portir de vdfvufas naturales (de cerdo) 0 de otros tejidos pretratados para reducir Joactividad inmunolcSgica y oumentar la durabilidad

bull PrcStesis de cadera Un reemplazamiento total del hueso de 1a cadera estd general mente ligada a dolencias reumatol6gicasy degenerativas que conllevan un desgaste de la articulacion natural con perdida de la movilidad

Una protesis de cadera tiene companentes fabricados en varios materiales que incluyen figas de titanio en aceros inoxidables cerltimicos composites y polietileno de alto peso molecular La vida media de estos implantes es de 10 a 15 anos tendientes a aumentar a20 anos

bull Implantes dentales La implantofogfa oral fue revolucionada con las ligas de titanio Los implantes forman una ralz artificial gel diente 10 cual se fija a una corona EI titanio implantado debe evitar la invasion de bacteries a traves de la saliva y debe garantizar una unieSn perfecta con el nueso maxilar 0 mandibular As mismo es importante la resistencia al desgaste y ta corrosion

bull Lentes intraocuiares Este tipo de lentes se usa para sustituir fa lente natural que se torna turbia con las cotaratas

5

bull Ceramicas cicatrizantes y reconstituyentes de piel obtenidas a partir de zeolitas enriNecidas con Co y Zn

bull Dispositivos especiales para suministrar medicamentos como por ejempJo la quimoterapia que asi tiene to posibiJidad de aplicarse sobre el drea que la necesita directamente y evita el dano de celuias no afectadas en otras partes del cuerpo

bull Implantes de metales recubiertos por vidrios bioactivos que por un lado conservan las propiedades mecanicas del metal y par otro lado mejoran la bioactividad en fa union con el tejido vivo

Otros ejemplos de los biomateriales pueden observarse en la Tabla 1

Tabla 1 Usos de 10$ biomaterial

AREA PROBLEMA EJEMPLOS Reemplazamiento de partes danadas 0

enfermas Articulacion de 141 cadera artificial MaqtJina de dialisis del rinon

Ayudar ala cicatrizacion sutures platinas ytornillos en (os

huesos Mejorar funciones Marcapasos cardiacos Jentes de

contacto

Corregir funciones anormales Columna vertebral de Harrington Correjir problemas cosmeticos Aumento de los senos 0 eadera Ayudar al diagn6stico Sondas y eateteres Ayudar al tratamiento Cateteresydrenajes

Dodas las aplieaciones los biomateriales de~n tener las siguientes earacterlstic(tS

bull Ser biocompabtibles 0 sea que no produzean respuestas t6xicas 0

inmunolagicas adversas (no ser taxico 0 cancerfgeno) bull Inercia y estabilidad qufmicCl ybiologiea bull Propiedadesmecanicas adecLladas bull Peso y densidad adecuados bull Costo relativamente bajo ser reproducible y de facil produccion bull Estimular reacciones biologicas favorables en relacion con sus funciones de

uso

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EI estudio de los biomateriales requiere necesariamente un trabajo interdiscipJinario ya que el desarrollo de un biomaterial incluye varias etapas d~de la formulacion de la idea su implementacion hasta la sustitucion de una pieza dada en un paciente Este desarro1lo requiere de medicos cientfficos de materiales ingenieros qufmicos de poifmeros ceramistas ademds de un componente empresariat de mercadeo de derecho de verificacion de cuaJidades especificaciones normativas etc Una componente importante es la etica ya que se involucr(ln bull EI usomiddotde modelos animales Requiere justificacion en cadd caso ya que de

cualquier forma se trata del sacrificio de un ser vivo

bull La experimentaci6n en humanos en la que se deben minimizar los riesgos para el paciente y establecer una buena relacion riesgo - beneficio

Ningiln material es efectivo para todas las aplicaciones biomateriales Las cerdmicas los vidrios y los vitrocerdmicos (que son los que se tratardn a continuacion) se uSan gener(llmente para reemplazar 0 reparar tejidos duros conectivos muscuJoesqueleficos su uso depende de lograr una union estable con el tejido conectivo Las cercimicas basadas en carbon son tambien usadas para reemplazar vdlwlas cardiacas donde la resistencia 01 fluido sanguineo y a Ia fatiga mecdnica son caracteristicas ~enciales

EI mecanismo de union estd intimamante relacionado can el tipc de respuesta del tejido a la interfase del impJante Ningun material implantado es completamente inerte Todos los materiales producen unarespuesta de los fejidos vivos Son posibles cuatro tipos de respuestas como puede observarse

en la Tabla 2

Tabla 2 RespuestQs de los teJidos vivos ante tos imptantes de diferehtes materiales

CARACTERISTICAS DEL MATERtAL IMPLANTADO

RESPUESTA DEL TEJIDO

Toxieo Muerte del tejido alrededor No toxico biokSgicamente inactivQ Forma tejido fibroso de

espesor variable

No taxieo I bioacfivo forma uniones interfaciales No toxico soluble Material que reemplaza

alrededor tejido

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Los diferentes tipos de respuestas de fos tejidos vivos permiten cuatro diferentes man-eras de fijar las protesis al sistema musculoesqueletico La Tabla 3 resume los mecanismos con ejemplos

Tabla 3 Mecanismos de union de una preStsis con el tejido vivo

llPO DE UNI6N EJEMPLO Censa no porosa casi una union AI~03 (CriS1al simple y poIicristaIino) ceramica inerte pOr crecimiento del L TI (Carb6n isotr6pico de baja hueso dentro de las irregularidades de temperatura) la superficie 0 por cementacion del qispositivo dentro de los tejidos por presion adecuada dentro de un defecto o par la via de uniones cocidas (fijaci6n morfol6gica) Para implantes inertes porosos AI20 3 (PoJicristalina) ocurren intercrecimientos del hueso Metciles porosos cubiertos de los cuales unen meccinicamente el hidroxiopatito hueso a los materiales (fijacion biologica) Densa ~ parosa cerdmicas con Vidrios bioactivos superficies reactivas vidrios y Vitroceramicas bioactivas vitrocerdmicos ligados directamente Hidroxiapatita par uniones qufmicas con el hueso (fijacion bioactiva) Densa no parosa (0 porosa) Sulfato de calcio Cerdrnicas reabsorbibles son disenadas Fosfato Tricdlcico para ser lentamente reemplazadas par Sales de fosfato de calcio elhueso

La fjgura 1 muestra una comparaci6n de ta actividad (furmica relativa de los diferentes tipos de biocerdmicas vidrios y vitroceramicos

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1~t ~ 1ff~frtraquolr~

Figura 1 Velocidades relativas de bioreactividad para hlateriales de implantes cerdhlicos A aiovidrio 4555 a Ceravital KGS C biovidrio 5554 D Vitrocerdrnico AWE hi~roxiapltltita F CeravitaJ KGXmiddot G Nitruro de Silicio

middot y Alumina

La reactividad relativa se correfaciona muy de cerCa con ra velocidad de~ formacion de una union interfacial entre el cerdmico vidrio 0 vitroceramico con el hueso como se ilustra en Jo figura 2

AJc~ Si~tbullbull

o~----~_--_-+---+--~---~_--LI--L------l c f 1~ 411 4JI t(O UIJ XI ~t~ la~

llttlltn~jf)lf lim -jrr~

Figura 2 Tiempb de formacion de union con el hueso para los materiales mostrados en 10 figura 1

La reactividad relativa se correlaciona muy de cerca con la velocidad de formation de una uni6n interfacial entre et implante de ceramica vidrio 0

vitroceramico con el hueso middotCuando los biomateriales son casi inertes y la interfase no es unida qufmica 0

biot6gicamente hay movimiento relativo ydesarrollo progresivo de una cdpsula fibrosa en tejidos blondos y duros La presencia de movimiento en 10 interfase biomaterial - tejido eventualmente conlleva 01 deterjoromiddot en la funcion del

middotimplante 0 en la interfase del tejido 0 ambas El espesor de 10 capsula no

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r adherente varra dependiendo tanto del material como de la superficie de rnovimiento relativo

Materiole incrtu Y CGSi inertes

Se denomina material inerte 0 casi inerte aquel que no sufre ningun cambio qUlmico evaluable despues de un tiempo prolongado de contacto en el medio biologico Un ejempfo trpico de este material es fa Alumina EI tejido fibroso en ta interfase de los implantes de Alumina densa es muy delgado De aquf que si el dispositiv~ de Alumina se implanta can un acceso ~ecanicomuy hermetico y se trabajo principalmente a compresion es exltoso Por el contrario si un implante casi inerte se cargo de tal manera que puede ocurrir el movimiento intetfocial la capsula fibrosa se puede vo)ver varios cientos de micr6metros de delgada y el implante puede perderse muy pronto EI concepto detras de materiales microporosos casi inertes es el intercrecimiento de tejido dentro de potos sobre 10 superficie 0 a troves del implante EI incremento del area interfacial entre el implante y el tejido resufta en un incremento de 10 resistencio inerciol al movimiento del dispositivo en el tejido La interfase se establece par el tejido vivo en los J)C)ros Conseeuentemente este metodo de union es frecuentemente denominado Fijacion biol6gica Es capaz de resistir estados de esfuerzo mds complejos que los implontes con fijacion morfo logi ca La Iimitaci6n aso~ioda con implantes porosos sin embargo es que debido 01 tejido que permanece vivo y saludable es nece$ario que los por~s sean mas grandes que 50 a 150 Ilm La gran area interfacial requerida par la porosidad es debido a 10 necesidad de proveer un suministro de sangre 01 tejido conectivo del intercrecimiento en teJidos vasculares no se presentan por~s menores que 100 (lm de tamana Si el micromovimiento ocurre en Ja interfase de un implante paroso ef tejido se dana eJ suminjstro de sangre se interrumpe el tejido puede morir pueden ocurrir inflamaciones y la estabilidad interfacial $e puede destruir Cuando el material es un metal un incremento en el area superficial puede proveer un foco de corrosi6n del implante y una perdrda de iones metdlicos dentro de los teJidos Esto 58 puede soludonar usondo un material cerdmico bioaetivo tal como el hidroxiapatito como una cubierta sobre el material poroso LC1 fracci6n de gran pororsidad en algun material tambien degrada el esfuerzo del material proportional a 10 fraccion de volumen de la porosidad Consecuentemente esta aproximacion para solucionar la estabilidad interfacial es mejor cuQndo se usa como cubiertas 0 cuando se usa rellenando espacios vados en teJidos

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Material NGbsorbibles Sa considera reabsorbible el material que al ser implantado se disuelve

graduafmente en los fJuidos y tejidos corporales Son disenados para degrodar gradual mente en un periodo de tiempo y ser reemplazCldos per el tejido huesped natural Esto significa un espesor intefacial muy delgado Esta es la soludon optima de los problemas de los biomaterialest si los requerimientos de esfuerzo y desempeno en el corto tiempo se pueden alcanzar Tejidos naturales se pueden reparar por si mismos y son gradualmente reemplazados a traves de fa vida De ahf que los biomateriales reabsorbibfes se basan en los mismos principios de reparaci6n que han evolucionado sobre miIlones de aMs Complicaciones enel desarrollo de bioeeramicos reabsorbibles son ~ bull Mantenimiento del esfuerzo y fa estabilidad de fa interfase durante el

periodo de degradacion y reemplazamiento por el tejido huesped natural bull Igualdad en las velocidades de absorcion y reparacion de losmiddot tejidos del

cuerpo Algunos materiales semiddot disuelven demasiado rapidamente y otros demasiado lentamente

bull Debido a que grandes cantidades de materiaf puede ser reempfazado as tambien esencial que un biomaterial reabsorbible consista solo de sustandas aceptables metabcSlicamente

Materiales ceramicos de fosfato calcico particulado 0 poroso tales como Fosfato tricdlcico (TCP) son materiales exitO$OS para reemplazamientos de tejidos durosreabsorbibles cuando se apliean bajos cargos sobre e1 material

Material bioactivos Otra aproximaci6n para resolver problemas de uniones interfaciafes es el usa de materiales bioactivos EI concepto de materiaf bioactivo esintermedio entre reabsorbible y bioinerte Sa considera material bioactivo aquelcapaz de interactuar directamente con el medio biologico en ausencia de una interfase

de naturaleza djferente Q la del tejido en que es implantada 0 sea que es aquel que produce una respuesta biologica especffica en la interfase la cual resulta en la formacion demiddotuna union entre los tejidos yel material Este concepto ha sido expandido para incluir un gran numero de materiales bioactivos con un amplio rango de velocidades de union y de espesor de las capas interiaciates de union Ellos incluyen vidios bioactivos tales como el Biovidrio vitrocerdmicos bioactivos tales como el Ceravital A W omiddot vitrocerdmicas maquinables I

hidrOxiapatito denso tal como tal Durapatito 0 Calcitita 0 compuestos

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bioactivos tales como Palavital 0 Biovidrios reforzados con fibras de acero Todos los materiales bioactivos arriba mencionados forman una union interfacial con el tejido adyacente Sin embargo dependiendo del tiempo de la union su resistencia mecanismo y espesor de la zona de union difiere para varios materiales Relativamente pequenos cambios en la composicion de un biomaterial pueden afectar dramaticamente bien sies bioinerte reabsorbible 0 bioactivo

Cercimieas eristalinas casi inertes AI20s de alta densidad yalta pureza (gt995) se usa en pr6tesis de cadera e implantes dentales debido a su combinacion de excelente resistenciCl a la corrosion buena compatibilidad alta resistencia at uso yalta resistencia al esfuerzo Aunque algunos implantes dentales son zafiros monocristalinos let mayorfa de los instrumentos de Alumina son Alumina policristalina de grano muy fino producida pOl presion y sinterizacion a temperaturas entre 1600 y 1700 dege Una muy pequena cantidad de Magnesia (MgO) se usa como aditivo para sinterizar y limitar el crecimiento delmiddot grano durante la sinterizacion La resistenciCl al esfoerzo a la fatiga y a la fractura de la (1 Alumina poIicristalina son funcion del tamano de grana y la pureza Alumina con un promedio de tamano de grana menor que 4 jlm y mayor que 997 de pureza

exhibe buena resistencia a 10 presion y a la compresion Esasmiddot y otras propiedades ffsicas se resumen en la Tabla 4 Pruebas extendida~ han mostrado que los implantes de alumina que satisfacen 0 exceden las normas ISO tienen excelente resistencia dinamica y a la fatiga del impacto y tambh~n

resisten el crecimiento de la fractura subcritica Un incremento eneJ tamaPio de grano promedio al mcyor a 7 Ilm puede hacer decrecer las propiedades mecanicas alrededor del un 20 Se deben evitar adiciones altas demiddotaditivos de sinterizacion debido a que se retienen en los hordes de fos granos y degradan la resistencia a la fatiga

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Tabla 4 Caracterlsticas Flsfcas de bioceramicos de AbOs

CERAMICAS bE ALUMINA

ALTA STANDARD ISO 6474

Contenidode Alumina lt998 9950 Densidad gcm2 ) 393 390 Tamailo de grana promedio Jlm 3-6 lt7 Dureza Vickers 2300 gt2000 Rugosidad de la superfitie (Rs) Jlm

002

Resistencia a la compresion Mpa (ksi)

4500 (653)

Adherencio Mpa (ksi) (despues de probarlo en solucion de Rin~r)

550 (80) 400(58)

Modulo de Young Gtxl (psi x 106

)

380 (552)

Toughness fractura (Kic) Mpa m1l2 (ksi in1l2)

5-6 (45 - 55) j

Existen me-todos para predecir el tiempo de vida y disefios estadfsticos para probar las cerdmicas que soportan carga Aplicaciones de esas te~nicas muestran que los Ifmites de carga de las protests especfficas se pueden fijar para un dispositivo de alumina en la resistencia a 10 flexion del material y su

ambiente de uso Se han predicho tiempos de vida de 30 anos a 12000 N de cargo Resultados de estudios de envejecimiento y fatiga muestran que es esencial que los implantes de alumina sean produddos bajo los mas altos estdndars de garantfa de caUdad especialmente si ellos se van a usar en protesis ortopedicas en pacientes jovenes La alUmina se ha usado en cirugfa ortopedica por cerca de 20 anos motivado principalmente par dos facto res

bull Excelente biocompatibilidad y formacion en cdpsulas muy delgadas 10 que permite la fijaci6n con menos cemento de la protesis

bull Excepcionalmente bajo coeficiente de fricdon y velocidad de consumegt Las excelentes propiedades tribologicas (friccion y consumo) de la alumina solo se presentan cuando los granos son muy pequeffos laquo4Jlm) ytienen muy estrecha distribucion del tamano de grano

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Las superficies de Alumina sobre Alumina que soportan carga tales como en las prottsis de cadera deben tener un muy alto grada de esfericidad par desgaste y pulida de lasdos superficies acopladas Una bola y una cuenca de Alumina en una pr6tesis de cadera son pulidas juntas y usadas como un par EI alto coeficiente de friction de una union Alumina - Alumina decrece can el tiempo y se apraxima 01 valor de una union normal Esto conlleva a que el desgaste de superficies de articulbcion de alumina sobre alumina sean urea de 10 veces mas bajas que las superficies metal - palieti lena (Ver figura 3)

l~~~~----~~~-~ 6 10

~

Figura 3 Friccion y usa de una union de cadera alumina shy alumina comparada con una protesis metal- poliet~leno y una union natural probada in vivo

Otras aplic(lciones clfniCClS de fa alumina incluyen pr6tesis de rodillas 4 tOfnillos de huesos codenas alveotares y reconstrucciones maxilafaciales sustitutos de hoosos occiculares kerataproteis (reemplcuamientos de cornea) reemplazamientos de huesos segmentales e implantes postdentoles

Ceramieas porosas La ventaja potencial ofrecida por un implante de cercimicct porosa es que son merlOs inertes combinada can la estabilidad mecanica de Ia interface altamente intercrecida desarrol1ada cuando los huesas crecen dentro de las poros de 14 ceramico Sin embargo requerimiento$ meccinicos de las prcitesis restringen severamente el uso de cercimicas porosas de baja resisfencia a aplicaciorles que no sopertan cargo Algunos autores han mostrado que cuando el sometimiento a carga no es un requerimjentaprimario cerdmicas porosas casi inertes pueden proveer un implante funcional Cuando el tamano de Ips poras excede los 100 J1ftl el hueso crecerci dentro de los canales de poros interconectadas cerca ala 50perficie y mantener 50 vascularidad y una viabilidad de larga vida De esta

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forma el implante sirve como un puente estructural y un modele de andamio para 1laquo formaci6n de hueso La microestructura de eiertos corales sirven como un casi ideal material de investidura para el colado de estructuras con un tamano de poro altamcente controlado White et ai desarroU6 un proceso para duplicar 10 micrestructura porosa de los corales que tienen un alto grado de uniformidad de paro einterconexi6n EI primer paso es maquiJ1ar el coral con la microestructura apropiada en la forma deseada ~EI coral mas apropiado es Porites con pOros dentro del range de tamano de 140 a 160 Jlm can todos los poros interconectados Otro coral interesante es 10 Goniopora con un tamaRo de poro mds grande entre 200 y 1000 Jlm La forma del coral maquinado se quema para eliminar el C02 de 10 calcita formando calcia (CO) mientras se ~antiene1a microestructura del cor~1 original La estructura del CaO sirve como un material de investidura para former el material poroso Despues de que el material deseado es colado dentro de los poros la CaO se remueve fcicilmente del material disolviendola en Hel dilufdo La principal ventaja de este proceso es que el tamaflo de los paros y las microestructuras son uniformes y controladas y hay complete intercanexi6n del los poras Los materiales de reemplazamiento que se han usado para implantes de huesos son a Alumina Dioxido de Titanio Fosfatos de Calcio Poliuretano 5 iiicoRa PoIimetiI metacrHato (PMMA) y aleaciones a base de cobalto De estos los Fosfatos de Calcio son los mcis aceptados

~ Las superficies de ceramicas porosas tambien pueden ser prepa~das

mezcfando metales solubles 0 partfculas de sal dentro de fa superficie 0 usando un agente espumante tal como Cae03 et coat involucra gases durante el

calentamiento EI tamano def poro y fa estructura se determina por el tamano y Ja forma de las particulas solubles que son subsecuentemente removidas con un acido disponible La capa superficial porosa producida por esta tecnica es parte integral de la fase cercimica densa subyaciente Los materiales poros~s son mas debiles que las formas densas equivalente en proporcion at porcentaJe de porosidad Ademds en los materiaJes porosos se expone mayor area superficial~ de ahf que los efectos del ambiente sobre el decrecimiento de la resistencia se vuelve mucho mas importante en los materiales porosos que en los densos

Vidrios bioactivos y vitroceramieos Ciertas composiciones de vidrios cercimicos vitroceramicas y composites se han usado para unir huesosEstos materiales seconocen como ceramicas bioactivas Algilnas composiciones de vidrios bioactivos algo mcis

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especializadas unirdn tejidos suaves asf como huesos Una caracteristica de los vidrios bioactivos es que con el tiempo ocurreuna modificacion cinetica de fa $uperficie del implante La superficie forma una capa de hidroxiapatita bioJ6gicamente activa que provee la interfase de union con los tejidos

Los materiales que son bioactivos desarrollan una interfase (ldhesiva can fos tejidos que resiste fuerzas mecdnicas sustanciales En muchos casas fa resistencia interfacial de adhesion es equivalente 0 mayor que la resistencia cohesiva del material del impJnnte 0 del tejido unido 01 implante bioactlvo

Vidrios La union de unhueso inicialmente se demostro con vidrios que contenfan Sflice (Si02) Sodio (NaaO) Catcio y oxido de F6sforo (PzOo) Hubo tres caracteristicas especiales en esos vidrios que tos distinguen de los vidrios de sUice soda y calcio

bull Menos del 60 mol de 5i02 bull A Ito contenido de NaaO y CaO

shybull Alta relaci6n CaOIPaOfj ESGS caracteristicas composicionoles hacen 10 superficie altamente reactiva cuando se expone a un medio acuoso Muchos vidrios de silice bioactivo$ se basan en fa formula Hamada 45S5que significa 45 en peso de Si02 y relacion molar 5 1 de CaO Pa05 Vidrios con relaCiones molares mas bajas de CaO PzO) no unen huesos Sin embargo sustituciones en la 44555 de 5 a 15 en peso de oxido de Boro (Ba03) par Si020 125 en peso de fluoruro de ltalcio (Cafa) por CaD 0 ceramiandou las composiciones de varios vidrios bioactivos para formar vitraceramicos no tienen efectos medibles en la habiJidad del material para formor una union en el hueso Sin embargo la adicion de at menos 3 en peso de AJa03 a la formula 44555 evita uniones

Vitrocercimicos Groose et al han mostrado que un rango de vitrocerdmicos sillceos bioactivos de bajo dlcalis (0-5 en peso Ceravital) tambien une los huesos Ellos encuentran que pequenas adiciones de aluminal tantaUo titaniO 0

circonio inhiben fa uni6n del hueso Un vitrocerdmico silicofosfatado de dos fases compuesto de cristales de apatito (CalO(P04)6(OHFz) y wollastonita (CaOSi02) y una mQtriz vftrea de sflice residual lIamada vitrocerdmico AW tombien se une con el hueso Adicion de AfzOs 0 TiOz al vitrocerdmico AW inhibe unionesde hooso mientras que la incorporacion de uno segunda fase de fosfatol B-withlockite (3CaO-P2015) no 10 hace Otro fosfosUicato biooctivo muftifase que contiene flogopita [(NaI K)Mga(AISis010)F2] y cristales de apatito une huesos aun cuando la Ala03

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--

este presehte en la composicion Sin embargo los iones de AI+ se incorporan dentro de la fase cristalina y no altera ta cinetica de la reaccion de la superficie del material Composiciones de esos vidrios y vitrocercimicos bioactivos se comparan en 10 tabla 5

Superficies catacterlsticas de vidrios y vitrocerdmicos bioactivos forman una peJicula protectora dual rica en CaO y P205 sobre la parte superior de una pelicula rica en Si02 y pobre en dlcalis Cuando los cationes multivalentes tales como AI+3

fe+3 0 Tj+4 estcin presentes en el vidrio 0 en la solucion se forman

multiples capas sobre el vidrio cuando se excede cada complejo cationico Esto conlfeva a formacion de una superficie donde no seadhiere tejido

Unaecuacion general describe la proporcion compteta del cambio de las superficies del vidrio y da origeh Cl las proporciones de reaccion interfacial y a fa dependencia del tiempo de los perfiles de uniones hueso La proporcion de la reaccion R depende de al menos 5 terminos (para lin vidriode una fasesimple) Para cerdmicas policristalinas 0 vitroceramicas los cuales tienen varias fases en sus microestructuras cada fase tendrci una velocidad de reaccion caracteristica Rj la cual debe ser multiplicada tantas veces su ftaccionareal expuesta al tejido en orden de describir la cineticQ eompleta de fauni6n

R =-kitOS - k2tl +k3t lO+k4tY + ts

Ecuaci6n 1 ~1 Etapal Blapa3 Etapa4 Etapa5

EI primer termino describe fa veJocidad de extra~cion del cilcQ~is del vidrio yes lIamada Etapa 1 de fa reaccion En esta etapa de ataque inicial 0 primaria es un proceso que involucra el intercambio ionico entre los iones dtcalis del vidrio y los jones de hidr6geno de la solucian durante el cual los constituyentes remanente5 del vidrio no 5e alteran Durante Ia etapa 1 fa velocidad de extracci6n del dlcalis del vidrio es de cardcter parab6lico

La etapa 2 es una disoluci6n de la red interfacial por la eual lasuniones siloxana~ se rompeh formando una gran concentraci6n de grupos silanor en la superficie La cinetica de la etapa 2 es lineal Un vidrio reabsorbible experimenta una combinacion de ataques de la etapa 1 y 2

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Tabla 5 CornpOsici6n y estMJCturcas de vidrios biocactivos y vitroshycerGmicos

Material

I~ lyente

Biovi drio 4555

Biovi drio 4555 F

Biovi drio 4555 4F

Biovi drio 4055 B5

Biovi drio 5254 6

Biovi drio 5584 3

Ceravi tal KGC

Cerdvi tal KG5

Ceravi tal KGy21 3

A-WshyGC

MB-GC

Si02 45 45 45 40 52 55 4602 46 38 342 19-52 PzOrs 6 6 6 6 6 6 n -shy 163 4-24 Cao 245 1225 147 245 21 195 202 33 31 449 9-3 CaPO)z 225 16 135 CaF2 1225 98 n bull 05

MgO 29 46 5-15 ~O 245 245 245 2-45 21 195 48 5 4 3-5

~O 04shy 3-5 AlzO 0 7 12-33 B2O 5 To~~ TiOI

65

Estructu ra

Vidrio Vidrio Vidrio Vidrio Vidrio Vitroc erami co

Vltroc erdmi co

0 Vitroc e rdmico

Vitroce rdmico

Las etapas 3 y 4 resultan en una superficie del vidrio con una peJfcula protectiva dUel EI espesor de fas capas secundarias puede varielr consideroblemente desde tan pequenas como 001 J1m para capas ricas en AI03 - SiOz sobre vidrios inactivos hasta tan grandes como 30 Jlm para capas ricas en Cao POa sobre vidrio bioactivos La formacion de pellculas dU(lles se deben a Ia combinacion de lel repolimerizacion de 5i02 sobre to superficie del vidrio (EtClpa 3) par ta condensacion de los silanoles (Si-OH) formados en las etapas 1 y 2 Por ejempfo

Si-OH+OH-Si -t Si-o-s+H20

La etapa 3 protege 10 superficie del vidrio La reacci6n de polimerizaci6n contribuye 01 enriquecimiento en Si02 en to superficie caracterfstico de vidrios de unlones de huesos Esto se describe por el tercer termino en la

18

ecuacion 1 Esta reaccion es controlada en la interfase con una dependencia del tiempo de +KJt1o EI espesor interfacial de los vidrios mds reactives es debido a esta reaccion Et cuarto termino de la ecuaciofl 11 +~tY (etapa 4) describe laprecipitacion de una pelicula de fosfato de calcio amorfo fa cuat es caracteristica de vidrios bioactivos En la etapa 5 la pelicula de fosfato de calcio amorfo cristaliza para formar cristates de hidroxiapatito Los iones de calcio y fosfato en el vidrio 0 vitrocerdmico provee los sitios de nudeacion para la cristalizaCi6n Los aniones de carbonato (C032

-) se sustituyen par un ~ en la estructura del cristaf de apatito para formar un-apatito hidroxiashy

carbonatado (HCA) similar al encontrado en los huesos vivos La incorporacion defluoruro de calcio (CaFz) en el vidrio resutta en la incorporaci6n de iones ffuoruro en el apatito resultando en un fluorapatito hidroxicarbonatado el coat iguala el esmarte dental La cristalizacion de HCA ocurre alrededor de fjbrillas~ de colcigeno presentes en la interfase del implante y resulta en una union interfacial

Para que un material sea bioactivo y forme una union interfacial la cinetica de la reaccion en 10 ecuacion 1 y especialmente las velocidades de las etapas 4 y 5 deben equiparar las velocidades biomineralizacion que normarmente ocurren en vivo Si las veJocidades en la ecuacion 1 son demasiado rdpidas ef impfante es reabsorbible si las velocidades son demasiado lentas el implante es no

bioactivo

Cambiando la cinetiC(l de la reacci6n composicionalmente controlada (Ecuacion 1) las velocidades de farmaci6n de tejido duro en la interfase de un implante bioactivo pueden sermiddot alteradas de aquf que e[ nivel de bioactividad de un material toibb se puede relacionar en el tiempopor mas del 50 de la interfase a serunida Indice de bioactividad I s=(l00to5bb) Es necesario imponer un criterio de 50 de union para un fndice de bioactividad ya que 10 interfase entre un implante y e1 hueso es irregurarLa concentraci6n inicial de ceJulas en ta interase varia en funci6n del vidriado del implante y la condidon del defecto de uni6nmiddot Consecuentemente todos los implantes bioactivos requieren un periodo de incubacion antes de que el hueso una Este periodo de incuhlt1ci6n varia en un amplio rango dependiendo de la composieion Los implantes bioactivos con valores de Is intermedios no desarrollan una union de tejido bJando estable en vez de esto la interfase fibrosa progresivamente mineraliza para forman hueso Consecuentemente parece haber un Ifmite aitico cuya bioactividad es restringida para una union de hueso poundStable

19

Dentro del iimite critico la bioactividad incluye tanto hueso estabtes como uniones de tejido suave dependiendo de las celLilas progenitoras en contacto con el impJante

EI espesor de la zona de union entre un implante bioactivo y el hueso es proporcional al indice de bioactjvidad lB La resistencia a la falla de una union fijada bioactivamente parece ser inversamente proporcional al espesor de la zona de union Por ejemplo el biovidrio 4555 can un Is muy alto desarrollo una capa gel de union de 200 jlm de espesor la cual tiene una relativamente baja resistencia a la cizatla En contraste el vitrocercimico AW con un Is intermedio tiene una interfase de union en el rango de 10 a 20 J1my una muy alta resistencia a 1a cizalla De aquf que la resistencia de la union interfacial parecer ser optima para valores de Is ~ 4 Sin embargo es importante reconocer que el area interfacial para la union depende del tiempo En consecuenciCl la resistencia interfacial es dependiente del tiempo y es una funcion de factores morfologicos tales como el cambio en el area interfacial con el tiempo la mineralizacion progresiva de los tejidos interfaciales y el incremento re$ultante del mOdulo de elasticidad de la union interfacial asi como la resistencia a la cizolladura por unidad de area unida Una comparacion del incremento en 10 resistencia de fa union interfacial de la fijacion bioactiva de implantes unidos al hueso con otros tipos de fijaci6n se da en la figura 4

- I

middot1$

-D

a

i tSt

_shy

eemem--r- -shy - ~il)ftr--r-shy - to ~ I V a~ ~ I

7-

1

MtgtIoOl4gtgC11shy ial~tII

~ --I-shy --f ~ _shy-~ -- ---shy -shy--shyshy --shy ~

$ lt 1~ 15 It 21 2

)i middot- ~

Figura 4 Dependencia del tiempo de IQ resistencia de la uni6n interfacial de varios sistemas de fijacion en e1 hueSo

20

I

~

Aplicaciones clfnicas de vidrios bioactivos y yjtrocerdmicos bioactivos se muestran en la tabla 6 Los ocho anos de uso exitoso del vitrocerdmico ceravital en cirugfas del ordo medio es especialmente alentador como son los 4 anosmiddotde usa del vitrocerdmico AW en cirugravertebral y los 5 a los de usa del biovidrio 4555 en el manteniltiento de fa dorsal endoseosa

Ceramicos de Fosfato de calcio

Los biceramicos de base fosfato de calcio se han usado en medicina y odontologfa par cerea de 20 anos Las aplicaciones incluyen implantes dentates tratamientos periodontales aumento del resalto alveolar ortopedia cirugfa maxilofacial y otolaringologfa (Tabla 5) Se usan diferentes fases de cerdmicos de fosfato de calcio dependiendo si se desean materiates reabsorbibles 0 bioactivos

Tobia 6 Usos actUQles de blocercimicos

APUCAcr6N MATERIALES USADOS Aplicaciones ortopedicQ$ que soporton cargos

AtzOs

Revestimientos para uniones qufmicas (pr6tesis ortopeedicas dentales y f1OXi rares)

HA vidrios de superficie activo y vitrocerQmicos

Implantes dentales AlzO HA vidrios de superficie activo ApUcaciones otorrinolaringol6gicas A120S HA Vidrios de superficie activo y

vitrocerQl1icos Tendones artificiales y ligamentos PlA (Composites fibrosas de AlzOs) -

Carban Revestitnientos para intercrecimientos de tejidos (pr6tesis cardiovoscukJres ortopedicos dentoles y tnaXiiofaciales)

AtzOs

Rellenos temporales de espacios de huesos

Sales de fosfato tris6dicol Calcio y Fosfato

Reconstrucci6n maxilofacial

AI~3 HAl Composites de HA PLA Vidrlos de superficie activo

Dispositivos de occeso ~rcutcineo Vitrocercimicos bioactivo$ Disposifivos de fijacion ortopedica Fibras PLA-Carb6n fibra de vidrio de

base PLA - Calcio I fosforoso

21

- Las fases estables de cercimicos de Fosfato de calcio depende considerablemente de la temperatura y de la presencia de agua durante el proceso 0 en elmiddotmiddot ambiente de uso A fa temperatura del cuerpa solo dos fosfatos de calcio son estables en contacto con medios aCIJOSOS tales como los fluidos del cuerpa a pH lt 42 la fase estabfe es CaHP042HzO (dicalciofosfato o Brushita) mientas que a pH 42 la fase estable es CalO(P04)6(OH)2 (hidroxiapatito HA) A temperaturas mds altas otras fases tales como CCb(P04)Z (fosfato triccilcico ~ C3P 0 TCP) YCa4Pz09 (fosfato tetraccifcico C4P) estcin presentes las fases de fosfato de calcio deshidratadas de alta temperatura interactuan con agua 0 fluidos del cuerpo a 37degC para formar hidroxiapatito EI HA se forma sabre superficies expuestas de TCA par la siguiente reaccion

De aqui que la solubilidad de una superficie TCP se aproxima ala solubilidad de HA y baja el pH de la solucion la cual ademas incrementa la solubilidad del TCP y mejora la reabsorcion La presencia de microporos en Ie material sinterizado puede incrementar fa solubilidad de esos foses

Ia sinterizacion de cercimic(ls de fosfato de calcio usualmente ocurre en el rango de 1000 a 1500 degC siguiendo la comptlctacion del polva segun ra forma deseada Las fases formadas a altas temperaturas dependen no so10 de la temperatura sinO tambien de la presion parciQI del agua en la atmosfera de

sinterizacion Esto se debe a que con agua presente HA se puede formar y es una fase estable par encima de 1360degC Sin agua C4P y C3P son las fases estables EI rango de temperatura de estabilidad de HA incrementa con la presion parcial del agua como 10 haee la velocidad de transition de fase de C3P o C4P aHA Debido a las barreras cineticas que afectan las velocidades de formacion de las fases estables de fosfato de calcio esfrecuentemente diffcil predecir la fraccion de volumen de fases de alta temperatura que se forman

durante la sinterizacion y sumiddot relativa estabilidad cuando se enfria a temperatura ambiente Comenzando con polvas se puede hacer mezclando en una solucion acuosala proporcion moJar apropiada de nitrata de calcio y fosfato de amonio los cuales pN)ducen un precipitado de HA estequiometrico los iones Cal pol- y OH pueden ser reemplazados par otros iones durante el procesamiento 0 en

22

arnbientes fisiol6gicos por ejemplo se puede formar fluorapatito CalO(P04~(OH)2~x con Oltxlt2 apatito cabonatado Ca1O(P04~(OH)2~2)laquoC01)x 0

Cal()~(P04)6xOHlzx2y donde Oltxlt2 y Oltyltl2x EI fluorapatito se encuentra en ef esmalte dental y eJmiddotapatito hidroxicarbonatado se presenta en los huesos EI comportamiento mecanico de Jas cercimicas de fosfato de calcio influencia fuertemente su aplicacion como impiantes Las resistencias Q la tension y Q 10 compresi6n y a Io fatiga depet1den del volumen de IQ posrosidad La porosidad puede estar en forma de microporos (d Jlm de didmetro debido a fa sinterizacion incompleta) 0 macroporos (gt100 ~m de dicimetro creados para permitir intercreeimiento de hueso) La dependencia de fa resistencia de compresion Oc y el volumen total de por~ Vp se da en Megapascales

U =700-~YJgt c

Conde Vp esta entre 0 y 05 La resistencia Q la tension at en Megapascales~ dependeen gran parte de la fraccion de volumen dela microporosldad Vm

U t 220-2OVm

El factor Weibull n de ros implantes de hidroxiapatito es bajo (n=12) en soluciones fisiologicas 10 que indica baja fidelidad bajo cargos de tension Consecuentemente en practicas clinicas las bioceramicas de fosfato de caJcio sepodrfan usar como o Polvos o Implantes peqiJenos no sometidos a cartas tales como los del ofdo medio o Con refuerlos metdlicos puntuales (omo en implantes dentales 0 Como recubrimientos (por ejemplo composites) 0 Como impfantes porosos de baja carga donde et intercrecimiento del hueso

Gctua como uno fase reforzante

10$ mecanismos de union de los implantes de hidroxiapatito dense HA) parecen ser muy direrentes de los descritos arribltl para vidrios bioactivos Una rnatriz de hueso celular de osteoblastia diferenciada aparece en la superficie produciendo uno banda estreltha amona y electro densa de 3 a 5 Jlm de anchor Entre esta drea y las celulas se han visto bolsas de coklgeno CristQles minerales de hueso se han identificado en esta area amorfa Como el sitio madura fa zona de union se encoge hasta una profundidad de solo 005 shy02 Jlm EI resultado tS hueso normal pegado a troves de una capa de union epitaxial a la mQSa def implante Los tlndlisis de imdgenes del microscopio

23

I

electr6nico de transmisi6n (TEM) de las interfases de huesos HA hon mostrado un alineCmiento epitaxial casi perfecto de ~ristaleS de apatito en el implante

Una consecuencia de esta zona de union uftadelgada es un muy alto gradiente en el modulo de elasticidad de la int~rfase de union entre e1 HA y el hueso Esta es una de las principaJes diferencias entre los apatitos bioactivos y ros vidrios y vitrocerdmicos bioactivos

Fosfato$ de Coleio reabsorbibles

Let reabsorcian 0 biodegradacion de las cerdmicas de fosfato de calcioes causada por

1 Disoluci6n fisicoqumcQt la cual depende de fa solubilidad del producto del material y el pH de su ambiente local

2 La desintegracion fisica en pequefias particulas debido al ataque qufmico preferencial de los bordes de los granos

3 Factores biolcSgicos tales como fagocitosis el cual causa un decrecimiento en concenttaciones de pH locales

Todas las cercimicas de fosfato de calcio biodegradan a velocidades incrementantes en el siguiente orden TCP gtp-TCPraquoHA La velocidad de biodegradacion incrementa wando

1 Area superficiar incrementa (palvos gts6lido poroso gtsolido denso) 2 Cristalinidaddecrece 3 La perfeccion del cristal decrece 4 EI tamafio del grano y del cristaf decrece 5 Sustituciones ianicas de C032 Mg2+ YSr2i en HA Se incrementan

Los facto res que tienden Q disminuir la velocidad de biodegradacion incluyen 1 Sustituci6n de F en HA 2 Sustitucion de Mg2+ en P-TCP 3 Relaciones mds bajas ~-TCPHA en fosfatos calcicos bifcisicos

Materiales de implantes con base Carbon

Se usan principalmente tres tipos de carbOn en instrumentos biomeditos La variedad de carMn pirolftico isotropico de baja temperatura (ITI) carbOn

24

vftreo y la forma de vapor de carbOn depositado de temperatura ultrabaja isotropico (UL TI)

Estos materiales de carbOn en uso son materiales monollticos e integrales (carbon vltreo y carbon L TI 0 recubrimientos delgados impermeables (UL TI) Estas tres formas no sufren de fos tfpicos problemas de integracion de los otros materiaJes de carbon disponibles Con fa excepcion de los carbones L TI codepositados can sflice todos los materiales cUnicos de carbon son carbOn puro Se ha anadido mas del 20 en peso de s1lice al carbon L Tl sin que afecte significativamente la biocompatibilidad del material La composicion estructura y fabricacion de los tres carbones clfnicamente relevantes son unicamente comparables con la forma de carbon mas comun que ocurre natural mente (grafito) y otras formas industriales producidas de carbono puro

Formas subcristalinas Los carbones L TI UL TI Y los vftreos son formas $ubcristalinas y representan un mds bajo grado de perfeccion de cristaJ No hay orden entre las capas como en el grQfito natural de ahf que la estructurO cristalina de poundsos carbones es bidimensiona1 EJ rango de densidades de esos carbones es entre 14 y 21 glcc Los carbones LTI de alta densidad son las formas mas resistentes de carbOn y la resistencia puede ser incrementada por adicion de sflice El carbOn ULTI puede tambien ser producido con altos densidades y resistencias perc es disponible solo como un recubrimiento delgado (01 - 1 Jlm) de carbon puro El carbon vitreo es inhetentemente un material de baja densidad y como tal debil Su resistencia no puede ser incrementada Q trQv~ de procesamiento

Las propiedades mecdnicas de varlos carbones estan intimamente Jigadas Cl sus microestructuras En un carbOn isotropico es posible generar materiales con mOdulo de elasticidad baJo (20 Gpo 0 29Xl04psi) yalta resistencia flexural (275 a 620 Mpa 0 40 -90 Ksi) Hay muchos beneficios como resultado de esta combinacion de propiedades Es posible que soporten grandes tensiones sin fractura

Los materiales de carbOn son extremadamente resistentes comparados con cerdmicos tales como la Qlumina LQ energfa de fractutQ par~ carbones L TI es oproximadamente 55 MJ1m3 comparada con 018 MJ1m3 para 10 alumina 0 sea que el carbon es mas de 25 veces mds resistente

25

La resistencia a fa fractura para los carbones depositados de vapor es mayor que 5 siendo posible cubrir materiales poHmericos altamente flexibles tales como polietileno poliester y nylon Sin riesgo de fracturar el recubrimiento cuando se flexiona el sustrato Por comparaci6n la resistencia a la fractura de ta alumina es aproximadamente 01 apr()ximadamente 115 de la de los carbones ULTI

Estos materiales de carbOn tienen una extremadamente buena resistencia aJ desgaste algo de 10 cual se puede atribuir a su capacidad de sostener grandes esfuerzos etasticos Jocares bajo Gargas concentradas 0 puntuales sin sufrir daPios en su superficie

La resistencia de union del carbon UL TI al acero inoxidable y al TI-6AI-4V excede de los 70 Mpa medidos con un probador de adhesion de pelfcuras delgadas Ena excelente union es en parte Jlevada a cabo a traves de fa formacion de carburos interfaciales EI recubrimiento de carbon ULTI generalmente tiene una resistencia a la union mas baja con materiales que no forman carburos

Otra caracterlstica Ilnica de los carbones es que e1l0s no se fatigan a diferencia de los metales fa resistencia esencial no se desgasta con cargas dclicas La resistencia a fa fatjga de esas estructuras de carbon es igua a la resistencia a ta fractura de cicio simple Parece que a diferencia de otros solidos cristalinos esas formas de carbon no contienen defectos moviles los cuales a temperaturas normales se pueden mover y proveer un mecanismo para la iniciacion de una fractura de fatiga

La apJicaci6n biomedica mas importante estd en el area cardiovascular tal como en valwlas de corazon fa primera de las cuales se implanto en 1969 Desde entonces se han producido mas de 600000 valwas con componentes de carbon pirolftico para implantes La aplicacion cardiovascular es particularmente solicitada Los primeros intentos fallaron porque los materiales usados fueron trombogenicos 0 sufrieron de alto grado de fallas cd uso y mecdnicas Trombosis usc distorsion y biodegradacion han sido virtualmente eliminados debido a fa biocompatibilidad y durabilidad mecdnica del carbOn piroliticos estableciendolo claramente como el material escogido para valwlas del carazan

26

Las superficies del carbon s6n no solo tromboresistentes sino tambh~n

compatibles con los elementos celulares de fa sangre Los materiales no afectan las proteinas del plasma 0 alteran la actividad de las enzimas del plasma De hecho una de las explicaciones propuestas para la compatibilidad de estos materiales con la sangre es que enos absorben las protefnas de la sangre en superficies sin alterarlas

o CLASIFICACI6N DE LOs BIOMATERIALES SEsUN LA NATURALEZA DE LOS MATERIALES

De acuerdo con la naturaleza de los materiales los biornateriales tam bien pueden clasificarse en 1 Cerdmicos 2 Metales 3 Polfmeros 4 Composites

Los biomatrJales polimericos son ampliamente usados debido a sus enormes posibilidades Ellos permiten una amptia variedad de composiciones son fciciles de producir bajo diferentes formas geometricas con propiedades bien deferminadas y tambien pueden ser fabricados como fibras tejidos pelfculas 0

bloquesI I Los polfmeros pueden ser naturales 0 sinteticos y en ambos casos es posible

encontrar composiciones bioestables (para usarse en implantes permanentes 0

para reemplazar parcial 0 totalmente tejidos u organos danados) y biodegradableS (composiciones adecuadas para reemplazamientos temporales) Hay muchas aplicaciones de esos productos en los campos de los implantes quirurgicos tejidos protectores y sistemas de distribucion de medicamentos Un ejemplo importante de mencionar es el cemento oseo acrilico ampliamente usado en odontologia y traumatologia debido a su facil manipulacion y rdpida polimerizacion comparado con ofros cementos Desafortunodamente hay inconvenientes con su uso gracias a que el calentamiento generado durante la polimerizacion frecuentemente produce problemas de citotoxicidad y de contraccion despues del curado dando lugar a micromovimientos def implante y por 10 tanto osteolisis yo desgaste del cemento Sin embargo hoy en dio es casi irremplazable

27

1 I

Generalmente hablando 10$ biomateriales met61ico$ son hechos de pocos1

I elementos si se considera que mas de tres cuartas partes de la tabla periodiea son metales La primera condicion para su uso en protesis es que elias sean convenientemente toferados por eJ tejido y por otro parte que la concentracion de los metales (lSI como las especies qufmicas que esten presentes puedan ser soportadas por los tejidos vivos Otra condicion fundamental es su resistencia a 10 corrosion La corrosion es un problema general de los metafes aun mas en on ambiente hostil tal como el cuerpo humano (l temperaturas de aproximadamente 37degC Pero hay metales que evitan estos problemas tales como los metales preciosos otros elementos tates como el titanio son capaces de formar una capa pasiva de oxido en su superficie protegiendo el interior del metal y previniendo el avance de la corrosion

De cualquier forma ros metales son exitosamente usodos en diferentes pr6tesis en particular cuando es neces(lrjo soportar cargas un ejemplo de esto es el reemplazamiento de rodilla donde se usan aJeaciones de Cromo -Cobalto y de Titanio Dejando de lado los problemas que ellos pueden causar tales como metaliosis no hay sustitutos apropiados par(l los metales en los implantes que sopoMan cargas

La ventaja principol de 10$ biOft1ateriales uramicos es su baja reactividad qufmica siendo generalmente inertes y por 10 tanto biocompotibles Pero no todas las biocerdmicas son inertes y de hecho los materiales ceramicos usados en cirugfa reconstructiva son bioinertes y bioactivas Se puede entender 10 que es un material bioactivo de acuerdo a 10 siguiente definicion Un material bioactivo permite una respuesta biologica en su interfase posibilitando la formacion de un vinculo entre el tejido y el material Desde el descubrihliento hecho por Hench del BIOGLASS sa han desarrollado varios tipos de vidrios vitrocercimicos y ceramicos bioactivos

Hay tres posibles resultados de fa interaccion hueso - material implantado

1 Si el material es inerte 0 cas inerte se forma una capsula fibrosa alrededor del implante 2 Si el material es bioactivo se forma nuevo hueso 3 Si el material es degradable se reabsorbe

28

Para que un implante sea clfnicamente exitoso es necesario obtener simultaneamente 1 Una interfase estable con el t~jido conector 2 Un comportamiento mecdnico similar al del tejido reempJazante

Las cercimicas bioinertes tienen muy poca 0 ninguna influencia en tos tejidos circundantes Sin embargo no existen los biomateriales totalmente inertes IJOr 10 que resulta mas adecuado definirlos como casi inertes EI mejor ejemplo de esto es la Alumina u

Por otra parte las cercimicas bioactivas 0 cercirnicas reactivas son capaces de unirse con at tejido vivo Esta tambh~n parece ser una caracterfsticas de algunos vidrios y vitro-cerdmicos y de la hidroxiapatita

Las bioceramicas fueron introducidas en los anos 70 cuando se presentaron fallas Severas con los biomateriales usados hasta ese entonces tales como el aooro inoxidable las aleaciones de titanio y el poJimetifmecatifato La razdn estas faUas fue ademas de otras razones el encapsulamiento de e$os materiales Era obvio que Se necesitaba buscar una mejor osteointegracion y para elto se usaron inicialmente los materiales cerdmicos Su fragilidad restringe el campo de su aplicacion teniendose que usar solo en aplicaciones con bajas especificaciones meccinicas Las exceptiones de esta son la Alumina y 10 Circona usada en reemplazamientos de cadero

Las biocerdmcas podrian ser los biomateriales ideales dado que su biocompatibilidad y oseointegracion son buenos ademas son los materiales cuyos componentes son los mcis similares a los componentes del hueso Cuando hay algun dana en el sistema esquelitico hay dos posibilidades de action Reemplazar la parte dafiada 0 sustituirla por un material que jnduzca la regeneracidn del hueso Pero general mente hablando se puede establecer que el uso de pratesis artificiales estci causando problemas hoy en dia debido a la diferencia en el requerimiento meccinico entre el hueso artificial y el natural provocando fracruras y t(lmbh~n debido a la presencia de iones provenientes del hueso artificial el cual puede ser tdxico 0 per judicial y puede causar dano Es imposible regenerar hueso natural de esta forma EI hueso artificial es hecho basicamente de metales alumina circonia etc todos ellos biomateriaJes bioinertes 0 por 10 menos biotolerados pero no todos bioactivos Esta situaci6n general permite anticipar un muy importante campo de

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1

i

I

investigacion apuntando a la prepraracion de biocerdmicas basadas en fosfato de calcio con buenos requerimientos mecdnicos En este sentido serra necesario reforzar Jas biocercimicas ya conocidas por ejempto la sfntesis de biocomposites que mejoren las propiedades rneccinicas de las cercimicas y ahondar en el conocimientos del mecanismo defa formacion del hueso natural apuntando hacia las condiciones de slntesis que permitirfan obtener biomateriales compuestos organicos - inorgcinicos en elaboratorio alcanzando buenos propiedades mecanicas

La meta final de la comunidad cientffica trabajando en este campo es obtener hueso artificial equivalente al hueso natural Mientras esta meta se logra se pueden cumplir objetivos menos ambiciosos tales como entender bien los mecanismos y buscar metodos adecuados de slntesis

Se puede decir de manera general que el cuerpo humane estci principalmente formado por tres componentes Agua colageno e hidroxiapatita La ultima que es el mineral que compone los huesos constituye aproximadamente el 5 del peso total del cuerpo y juega un popel importante en el almacenamiento del calcio controlando la perdida y ganancia de este elemento EI hueso natural es un nanocomposite compuesto de apatita hidroxicarbonatada (80 aprox) De hecho la hidroxiapatita biologica muestra algunas caracterfsticas distintivas de 10 hidroxiapatita sintetizada estequiometrica tales como La hidroxiapatita biol6gica tiene tamano de cristal pequeno gran area superficial composicion no estequiometrica col- en la red cristalina desorden en la estructura interna cristalina ademcis tiene una retacion CalP lt

1667 Y la sintetizada tiene una relacion CaP =1667

Otro punto importante de mencionar en este campo de las bioceramicas es el desarrollo de cementos para huesos basados en fosfatos de calcio En estos a pesar de que se ha avanzado bastante todavfa quedan problemas por solucionar en el tiempo de curado en la resistencia etc

Dejando de lado los bioceramicos basados en fosfatos de calcio no podemos olvidar una nueva cerdmica basada en Titanio Kokubo I ha desarrollado una capa de titanio convenientemente tratado con hidrOxidos alcalinos sobre metales Despues de un adecuado tratamiento termico se forma una capa estable de titanato Los estudios in vitro e in vivo parecen indicar que los iones alcalinos de la capa superficiat son sustituidos por iones OH- del fluido dando

30

lugar a la formaci6n de Titanio hidratadoflen la superficie del metat 10 que parece ayudar a fa nuleacion de apatita la cual crece debido a la supersaturaci6n del fluido Aunque ~ste puede ser considerado un metal bioactivo I este titanio hidrafado es un componenete cerdmico De cualquier forma muestra una alta resistencia a la fractura y su modulo de elasticidad es tambiel1 alto

Otro grupo importantemiddot de biomateriales 10 constituyen los materiales biomagneticos donde se incluyen muchos metales y ceramicos

31

BIBLIOGRAFIA

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4 Park J Lakes R Biomaterials an introduction Second edition Plenum Press New York and london 1993

5 Hench LL Ethridge EC Biomaterials an interfacial approach Academic Press New York and London 1982

32

TABLA bE CONTENIDO

Introduccion 3

Definicion 44

Breve resefia historica 4

Aplicaciones actuales de los biomateriares 5

Materiales inertes y casi inertes 10

Materiales reabsorbibles 11

Materiales bioactivos 11

Cerdmicas cristalinas casi inertes 12

Cerdmicas porosas 14

Vidrios bioactivos y vitrocerdmicos 15

Cerdmicas de Fosfato de calcia 24shy

Fosfatos de Calcio reabsorbibfes 24

Materiales de jmptant~ con base Carbon 19

Clasificacion de los biomateriales segun la naturaleza de los materialesmiddot 27

Bibliograffa 32

INTROOUcaON





3

BIOMATERIALES












4








5










contacto





uso

6






en la Tabla 2





espesor variable


alrededor tejido

7





8



middot y Alumina


AJc~ Si~tbullbull








9




10










11





12





002


4500 (653)


550 (80) 400(58)


)

380 (552)


5-6 (45 - 55) j





13


l~~~~----~~~-~ 6 10

~




14






15








16

--










17


Material

I~ lyente

Biovi drio 4555

Biovi drio 4555 F

Biovi drio 4555 4F

Biovi drio 4055 B5

Biovi drio 5254 6

Biovi drio 5584 3

Ceravi tal KGC

Cerdvi tal KG5

Ceravi tal KGy21 3

A-WshyGC

MB-GC


MgO 29 46 5-15 ~O 245 245 245 2-45 21 195 48 5 4 3-5


65

Estructu ra


Vltroc erdmi co

0 Vitroc e rdmico

Vitroce rdmico




18





bioactivo


19



- I

middot1$

-D

a

i tSt

_shy


7-

1



$ lt 1~ 15 It 21 2

)i middot- ~


20

I

~






AtzOs






AtzOs







21






22



U =700-~YJgt c


U t 220-2OVm




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I













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1 I







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1

i

I







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BIBLIOGRAFIA






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INTROOUcaON





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BIOMATERIALES












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contacto





uso

6






en la Tabla 2





espesor variable


alrededor tejido

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8



middot y Alumina


AJc~ Si~tbullbull








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10










11





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002


4500 (653)


550 (80) 400(58)


)

380 (552)


5-6 (45 - 55) j





13


l~~~~----~~~-~ 6 10

~




14






15








16

--










17


Material

I~ lyente

Biovi drio 4555

Biovi drio 4555 F

Biovi drio 4555 4F

Biovi drio 4055 B5

Biovi drio 5254 6

Biovi drio 5584 3

Ceravi tal KGC

Cerdvi tal KG5

Ceravi tal KGy21 3

A-WshyGC

MB-GC


MgO 29 46 5-15 ~O 245 245 245 2-45 21 195 48 5 4 3-5


65

Estructu ra


Vltroc erdmi co

0 Vitroc e rdmico

Vitroce rdmico




18





bioactivo


19



- I

middot1$

-D

a

i tSt

_shy


7-

1



$ lt 1~ 15 It 21 2

)i middot- ~


20

I

~






AtzOs






AtzOs







21






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U =700-~YJgt c


U t 220-2OVm




23

I













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1 I







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1

i

I







30



31

BIBLIOGRAFIA






32

BIOMATERIALES












4








5










contacto





uso

6






en la Tabla 2





espesor variable


alrededor tejido

7





8



middot y Alumina


AJc~ Si~tbullbull








9




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002


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550 (80) 400(58)


)

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l~~~~----~~~-~ 6 10

~




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Material

I~ lyente

Biovi drio 4555

Biovi drio 4555 F

Biovi drio 4555 4F

Biovi drio 4055 B5

Biovi drio 5254 6

Biovi drio 5584 3

Ceravi tal KGC

Cerdvi tal KG5

Ceravi tal KGy21 3

A-WshyGC

MB-GC


MgO 29 46 5-15 ~O 245 245 245 2-45 21 195 48 5 4 3-5


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Estructu ra


Vltroc erdmi co

0 Vitroc e rdmico

Vitroce rdmico




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bioactivo


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- I

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BIBLIOGRAFIA






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espesor variable


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Material

I~ lyente

Biovi drio 4555

Biovi drio 4555 F

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Biovi drio 4055 B5

Biovi drio 5254 6

Biovi drio 5584 3

Ceravi tal KGC

Cerdvi tal KG5

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A-WshyGC

MB-GC


MgO 29 46 5-15 ~O 245 245 245 2-45 21 195 48 5 4 3-5


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Estructu ra


Vltroc erdmi co

0 Vitroc e rdmico

Vitroce rdmico




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BIBLIOGRAFIA






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contacto





uso

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Material

I~ lyente

Biovi drio 4555

Biovi drio 4555 F

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Biovi drio 4055 B5

Biovi drio 5254 6

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Ceravi tal KGC

Cerdvi tal KG5

Ceravi tal KGy21 3

A-WshyGC

MB-GC


MgO 29 46 5-15 ~O 245 245 245 2-45 21 195 48 5 4 3-5


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Estructu ra


Vltroc erdmi co

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Material

I~ lyente

Biovi drio 4555

Biovi drio 4555 F

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Biovi drio 4055 B5

Biovi drio 5254 6

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Ceravi tal KGC

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A-WshyGC

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MgO 29 46 5-15 ~O 245 245 245 2-45 21 195 48 5 4 3-5


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Estructu ra


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Material

I~ lyente

Biovi drio 4555

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Ceravi tal KGC

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A-WshyGC

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MgO 29 46 5-15 ~O 245 245 245 2-45 21 195 48 5 4 3-5


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Estructu ra


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Material

I~ lyente

Biovi drio 4555

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Ceravi tal KGC

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MgO 29 46 5-15 ~O 245 245 245 2-45 21 195 48 5 4 3-5


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I~ lyente

Biovi drio 4555

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Biovi drio 4055 B5

Biovi drio 5254 6

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Ceravi tal KGC

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MB-GC


MgO 29 46 5-15 ~O 245 245 245 2-45 21 195 48 5 4 3-5


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Estructu ra


Vltroc erdmi co

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I~ lyente

Biovi drio 4555

Biovi drio 4555 F

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Biovi drio 4055 B5

Biovi drio 5254 6

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Ceravi tal KGC

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Ceravi tal KGy21 3

A-WshyGC

MB-GC


MgO 29 46 5-15 ~O 245 245 245 2-45 21 195 48 5 4 3-5


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Estructu ra


Vltroc erdmi co

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I~ lyente

Biovi drio 4555

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Biovi drio 4055 B5

Biovi drio 5254 6

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Ceravi tal KGC

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A-WshyGC

MB-GC


MgO 29 46 5-15 ~O 245 245 245 2-45 21 195 48 5 4 3-5


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Estructu ra


Vltroc erdmi co

0 Vitroc e rdmico

Vitroce rdmico




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bioactivo


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I~ lyente

Biovi drio 4555

Biovi drio 4555 F

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Biovi drio 4055 B5

Biovi drio 5254 6

Biovi drio 5584 3

Ceravi tal KGC

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A-WshyGC

MB-GC


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Estructu ra


Vltroc erdmi co

0 Vitroc e rdmico

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Vltroc erdmi co

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Vltroc erdmi co

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Vltroc erdmi co

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Ceravi tal KGC

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MB-GC


MgO 29 46 5-15 ~O 245 245 245 2-45 21 195 48 5 4 3-5


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Vltroc erdmi co

0 Vitroc e rdmico

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BIOMATERIALES - Universidad Nacional De Colombia€¦ · presencia de biomateriales, dado que los impfantes proveen una region i,naccesible pc'lra las celulas del sistema inmunol6gico