ANEXO POLIMEROS Y SUTURAS.doc

SUMARIOSUMARIO 1ANEXO A : POLMEROS Y SUTURAS 5A.1 INTRODUCCIN A LOS POLMEROS 7A.1.1 Desarrollo histrico de los polmeros .................................... 7

A.1.2 Definicin de polmero......................................................... 11A.1.2.1 Polimerizacin ..................................................................................... 11A.1.3 La estructura molecular ....................................................... 13A.1.4 La estructura supramolecular .............................................. 14A.1.4.1 El estado amorfo ..................................................................... 14A.1.4.2 El estado cristalino .................................................................. 14A.1.4.2.1 Cristalinidad.............................................................................................. 15A.1.4.2.1.1 Factores determinantes de la cristalinidad...............................................16A.1.4.3 La estructura de fibra .............................................................. 16A.2 POLMEROS BIODEGRADABLES 17A.2.1 Degradacin ........................................................................ 17A.2.1.1 Mecanismos de degradacin .................................................. 18A.2.2 Erosin ................................................................................ 20A.2.3 Biodegradacin.................................................................... 21A.2.3.1 Tipos de biodegradabilidad ..................................................... 22A.2.3.2 Mecanismos de biodegradabilidad ......................................... 23A.2.3.3 Factores que influyen en la biodegradabilidad ....................... 24A.2.3.3.1 Caractersticas fsicas que influyen en la degradacin enzimtica .......... 25A.2.3.3.2 Caractersticas qumicas que influyen en la degradacin enzimtica ...... 26A.2.4Aspectos a tener en cuenta en el diseo de materiales biodegradables.......................................................................... 27A.2.5 Clasificacin de los polmeros biodegradables .................... 28A.2.6 Polmeros biodegradables de uso comercial ....................... 29A.3 POLMEROS DE USO EN MEDICINA 32A.3.1 Biomateriales ....................................................................... 32A.3.2 Requisitos de los polmeros de uso en medicina................. 34A.3.2.1 Biocompatibilidad ..................................................................... 34A.3.2.2 Hemocompatibilidad................................................................. 37A.3.2.3 Procesado ................................................................................ 37A.3.2.4 Esterilizacin ............................................................................ 38A.3.3 Aplicaciones de los polmeros en medicina ......................... 39A.3.3.1 Materiales quirrgicos implantables (soporte temporal) ......... 39A.3.3.2 Sistemas de liberacin de frmacos ....................................... 42A.3.3.3 Matrices en ingeniera de tejidos............................................. 43A.4 POLMEROS EN SUTURAS QUIRRGICAS 44A.4.1 Introduccin ......................................................................... 44A.4.2 Propiedades de los materiales de sutura ............................ 45A.4.2.1 Caractersticas fsicas ............................................................. 46A.4.2.2 Caractersticas de manipulacin ............................................. 48A.4.2.3 Caractersticas de la reaccin tisular ...................................... 48A.4.3 Clasificacin de los materiales de sutura............................. 50A.4.3.1 Suturas absorbibles naturales................................................. 55A.4.3.1.1 Catgut simple............................................................................................ 55A.4.3.1.2 Catgut cromado ........................................................................................ 56A.4.3.2 Suturas absorbibles sintticas................................................. 57A.4.3.2.1 cido poligliclico (PGA) ......................................................................... 57A.4.3.2.2 Copolmeros de cido gliclico y cido lctico.......................................... 58A.4.3.2.3 Copolmeros de cido gliclico y policaprolactona ................................... 59A.4.3.2.4 Polidioxanona (PDO) ................................................................................ 60A.4.3.2.5 Copolmeros de cido gliclico y carbonato de metileno ......................... 61A.4.3.2.6 Poli(-hidroxialcanoatos).......................................................................... 62A.4.3.3 Suturas no absorbibles naturales .......................................... 63A.4.3.3.1 Seda quirrgica ........................................................................................ 63A.4.3.3.2 Algodn .................................................................................................... 64A.4.3.3.3 Lino .......................................................................................................... 64A.4.3.4 Suturas no absorbibles sintticas .......................................... 65A.4.3.4.1 Nylon ......................................................................................................... 65A.4.3.4.2 Polipropileno ............................................................................................. 66A.4.3.4.3 Polietileno.................................................................................................. 67A.4.3.4.4 Polister ................................................................................................... 67A.4.3.4.5 Acero inoxidable........................................................................................ 68A.5 BIBLIOGRAFA 69ANEXO B : MTODOS 71B.1 EVALUACIN DEL PESO MOLECULAR 73B.1.1 Introduccin...................................................................................... 73B.1.2 Viscosimetra.................................................................................... 75B.1.2.1 Procedimiento experimental........................................................................ 78B.1.3 Cromatografia de permeacin en gel (GPC) ................................... 79B.2 CARACTERIZACIN ESPECTROSCPICA 81B.2.1 Espectroscopia de infrarrojo ............................................................ 81B.2.2 Espectroscopia de resonancia magntica nuclear (RMN) .............. 83B.2.2.1 Espectros de 1H-RMN ................................................................................. 85B.2.2.2 Espectros de 13C-RMN................................................................................ 87B.2.2.3 Espectros bidimensionales HETCOR ....................................................... 878

B.2.2.4 Preparacin de las muestras ...................................................................... 88B.3 ANLISIS TRMICO 89B.3.1 Calorimetra diferencial de barrido (DSC) ....................................... 89B.3.2 Anlisis termogravimtrico (TGA).................................................... 93ANEXO APOLMEROS Y SUTURAS

A.1 INTRODUCCIN A LOS POLMEROSA.1.1 Desarrollo histrico de los polmerosDesde la antigedad, el hombre ha utilizado polmeros naturales como la madera, el camo, las resinas, etc. en multitud de aplicaciones. Los primeros seres humanos aprendieron a procesar, tejer y teir fibras naturales como la lana, la seda, el lino y el algodn. Las civilizacin azteca utilizaba caucho (extrado del rbol Hevea brasiliensis) para fabricar artculos elsticos o impermeabilizar tejidos.

Con el paso del tiempo se aprendi gradualmente a mejorar las propiedades de dichas sustancias mediante distintas tcnicas, como la purificacin y la modificacin con otras sustancias. El desarrollo de los primeros polmeros se inici en los laboratorios industriales debido a la necesidad de obtener nuevos tipos de materiales como cauchos, adhesivos, plsticos, fibras y pinturas. Al contrario de muchos otros productos, cuya estructura y reacciones eran bien conocidas antes de su aplicacin, algunos polmeros se fabricaron a escala industrial sin que sus caractersticas qumicas y fsicas hubieran sido estudiadas.

De esta forma, los cientficos dedicados a los polmeros realizaron numerosos descubrimientos empricos antes que se desarrollase la ciencia de los polmeros. Por ejemplo, mucho antes de que Kekul desarrollara su tcnica para escribir las frmulas de los compuestos orgnicos, Charles y Nelson Goodyear transformaron el caucho, un material termoplstico pegajoso, en un elastmero de utilidad (caucho vulcanizado) o en un plstico duro (ebonita) al formarse, respectivamente, pocos o muchos enlaces cruzados de azufre cuando se le aada determinadas cantidades de este elemento y se calentaba.

Inicialmente, las propiedades de los polmeros parecan anmalas respecto a las de los materiales conocidos. Por ejemplo, utilizando las leyes de Raoult y Vant Hoff para la determinacin de pesos moleculares, varios qumicos obtuvieron elevados pesos moleculares para algunos polmeros lineales; pero concluyeron que sus resultados no eran correctos porque no eran conscientes de la existencia de las macromolculas.

Uno de los primeros investigadores en el campo de los polmeros fue el qumico britnico Alexander Parkes, el cual patenta en 1862 un material (parkesina) de aspecto similar al marfil. Dicho producto se obtuvo a partir de nitrocelulosa, sustancia inflamable empleada en la manufactura de explosivos, que fue desarrollada por Schnbein en 1846 combinando celulosa y cido ntrico. El producto obtenido era duro y frgil, por lo que Parkes le aadi alcanfor, descubriendo as el primer plastificante. El norteamericano John Wesley Hyatt, tras realizar el mismo descubrimiento en 1869, comercializ el producto con el nombre de celuloide. En 1867, qumicos alemanes obtienen un nuevo material (galatita) mediante la precipitacin de casena (protena presente en la leche).

El primer polmero totalmente sinttico fue la bakelita, sintetizada por Leo Hendrick Bakeland en 1909. Aunque no existen muchas pruebas de que Baekeland conociera la existencia de macromolculas, s entenda el concepto de funcionalidad y, utilizando cantidades controladas de fenol y formaldehdo, obtuvo resinas termoplsticas que podan convertirse en plsticos termoestables; el producto obtenido tena la propiedad, desconocida entonces, de termoendurecerse.

Cerca de 50 aos fueron necesarios para desarrollar el plexigls; en 1880 se saba que el cido acrlico solidificaba a altas temperaturas bajo presin, pero fue necesario esperar hasta la dcada de 1920 para que tuviera inters su produccin industrial (efectiva en 1930). El plexigls, o polimetilmetacrilato, permiti la sustitucin del vidrio en ciertas aplicaciones que requeran cristales resistentes a impactos.

La Primera Guerra Mundial condujo al uso extensivo del acetato de celulosa como recubrimiento de las alas de los aeroplanos. Tras la guerra se buscaron usos alternativos para dar salida a la produccin de este material. Su facilidad de hilado y laminado hizo que se empleara en la produccin de fibras textiles y pelculas de celulosa no inflamables.

En 1953, Hermann Staudinger recibe el premio Nobel de qumica por una teora ya avanzada el 1922: la teora de los polmeros. Es en esta ltima fecha cuando publica un artculo donde sugiere que los cauchos estn constituidos por largas cadenas formadas por una unidad bsica (monmero) que se repite. Staudinger conjetura que la elasticidad de los cauchos est relacionada con la existencia de dichas cadenas.

En 1928, Meyer y Mark utilizaron tcnicas de rayos X para determinar las dimensiones de las cristalitas de la celulosa y el caucho natural. En 1927 se obtiene el primer caucho sinttico, la buna, a partir de butadieno. Poco despus, Wallace Carothers y su equipo desarrollan el neopreno (1931) y el nylon 66 (1935), entre otros polmeros. Durante el mismo periodo se descubre el politetrafluoroetileno, de extraordinaria resistencia qumica. Partiendo del trabajo de Carothers, los qumicos ingleses Whinfield y Dickson desarrollaron en 1941 una excelente fibra textil sinttica de polister, obtenida por policondensacin de cido tereftlico y etilenglicol, que recibi el nombre de tergal.

El polietileno, muy importante en los campos del transporte de informacin y generacin de energa, fue descrito en 1933 por cientficos ingleses que investigaban la termodinmica del gas etileno a muy altas presiones (2000 bar). El experimento es peligroso porque la reaccin es explosiva; los investigadores de la empresa ICI tardaron 2 aos en controlar la reaccin, si bien la produccin industrial no se inici hasta 1939 con la proximidad de la guerra (industria militar). El desarrollo por Ziegler del primer catalizador basado en aluminio permiti el desarrollo de procesos de sntesis a baja presin a partir de

1953; este trabajo fue ampliado por Giulio Natta, quin obtendra el premio Nobel junto a

Ziegler en 1963.

En 1942 Standley Kipping logr la primera sntesis de polisilicios o siliconas, su produccin se increment rpidamente durante la guerra, tanto en su forma lquida (aceites de alta temperatura) como en forma slida (piezas de motor).

El descubrimiento de nuevos plastificantes permiti en 1943 el inici de la produccin industrial de PVC (policloruro de vinilo), descubierto ya en 1835 por Henri Regnault, pero inservible debido a su dureza y fragilidad.

El desarrollo de la tecnologa de los polmeros a partir de la dcada de 1940 ha sido extremadamente rpido y, en pocas dcadas han sustituido en un gran nmero de aplicaciones a otros materiales de naturaleza metlica y cermica tradicionalmente utilizados.

Por otro lado, los polmeros sintticos, han ido substituyendo a polmeros naturales, como el caucho, el algodn y la celulosa, debido a la facilidad de transformacin, a sus mejores propiedades mecnicas y a la resistencia frente a la accin de sustancias qumicas agresivas.

El rpido crecimiento de los materiales polimricos fue debido a factores como:

a) Los materiales de partida (el petrleo, el gas natural y el carbn) que existan en

gran cantidad y tenan un precio bajo.

b) El elevado nmero de monmeros disponibles, ha facilitado generar un gran nmero de polmeros y copolmeros diferentes, lo que ha permitido obtener un amplio espectro de composiciones, estructuras y propiedades en estas macromolculas orgnicas.

c) La exploracin sistemtica del comportamiento mecnico, ptico, elctrico y trmico ha suministrado una gran cantidad de informacin sobre propiedades y caractersticas prcticas.

d) Desde hace algunas dcadas, se han desarrollado nuevos procesos de transformacin de los polmeros que permiten obtener productos en multitud de formas distintas, como fibras, placas, filmes, tubos, recipientes, etc.

e) Las muchas aplicaciones que presentan estos materiales han estimulado la sntesis y el desarrollo de nuevos miembros de la familia de los polmeros.

A.1.2 Definicin de polmeroUn polmero puede definirse como un material constituido por molculas formadas por unidades constitucionales que se repiten de una manera ms o menos ordenada. Dado el gran tamao de las molculas con la estructura indicada, reciben el nombre de macromolculas. De hecho el nombre de estos compuestos ya sugiere su constitucin interna, puesto que la palabra polmero deriva de los trminos griegos poli y meros, que significan mucho y partes, respectivamente. Cuando la molcula est formada por pocas unidades, se habla de un oligmero, derivado etimolgicamente del trmino griego oligo que significa poco.

En los polmeros, las unidades que se repiten a lo largo de la estructura reciben el nombre de unidad constitucional repetitiva (UCR), tambin denominado residuo.

El proceso qumico mediante el cual se obtiene un polmero se conoce con el nombre de polimerizacin. En este proceso, el polmero se forma a partir de la unin entre s de pequeas molculas, llamadas monmeros. Para que una molcula pueda generar el polmero, es necesario que presente dos o ms grupos funcionales que puedan reaccionar, es decir, debe tener una funcionalidad igual o superior a dos.

A.1.2.1 PolimerizacinA partir de los monmeros se obtienen los polmeros mediante el proceso de polimerizacin. Bsicamente existen dos tipos de reacciones de polimerizacin: de adicin y de condensacin. Las polimerizaciones de condensacin proceden a travs de reacciones por etapas de los grupos funcionales mientras que las polimerizaciones de adicin son reacciones en cadena que implican centros activos de tipo radical o inico.

En los polmeros de adicin, la frmula de la unidad estructural es la misma que la del monmero, exceptuando los dobles enlaces que han desaparecido. En tales polmeros no aparecen grupos funcionales en las cadenas, sino que estn formados por la sucesin de tomos de carbono, aunque ciertos grupos funcionales pueden estar presentes como sustituyentes laterales. Al desarrollarse el polmero a partir de un centro activo, se obtienen polmeros de peso molecular elevado. El avance de la reaccin transcurre mediante un mecanismo en cadena.Un ejemplo de polimerizacin de adicin es la polimerizacin radicalaria del estireno. Este tipo de reaccin tiene lugar despus de la formacin de radicales libres por la descomposicin de un iniciador. Cada uno de los radicales libres formados reacciona con un doble enlace del estireno monmero, formndose un nuevo radical que reacciona con otro monmero y da lugar a un nuevo radical.

En los polmeros de condensacin, la frmula de la unidad estructural tiene normalmente algunos tomos menos que la del monmero, ya que casi siempre se separa una partcula pequea en la polimerizacin. Por otra parte, en estos polmeros los grupos funcionales generalmente forman parte del esqueleto de la cadena. El mecanismo de la reaccin por etapas consiste en la reaccin sucesiva de dos monmeros que tienen funciones complementarias o un monmero con dos funciones complementarias. Los polmeros resultantes se caracterizan por tener pesos moleculares inferiores a los obtenidos mediante mecanismos en cadena.

Un ejemplo tpico de polimerizacin de condensacin es la poliamida 6,6 que se obtiene a partir de la reaccin entre la hexametilendiamina y el cido adpico. A medida que transcurre la policondensacin, por cada grupo amida que se forma, se forma tambin una molcula de agua. Al reaccionar los monmeros entre s, dan lugar a dmeros que posteriormente reaccionan entre ellos produciendo cadenas cada vez mayores.

A.1.3 La estructura molecularCada polmero tiene una estructura qumica determinada. Esta estructura incluye la composicin, la constitucin molecular y el tamao molecular.

La composicin viene definida por la composicin atmica y se expresa mediante el anlisis elemental. Los polmeros orgnicos se caracterizan por la presencia inevitable de los tomos de carbono e hidrgeno. Otros tomos frecuentes, denominados heterotomos, son el oxgeno, nitrgeno, azufre, fsforo, silicio y ciertos halgenos.

La constitucin molecular determina de forma inequvoca la identidad de un polmero y comprende la constitucin qumica, la arquitectura de la molcula y la configuracin.

El tamao molecular se define mediante valores promedios, dado el carcter polidisperso que inevitablemente tienen los polmeros. Los pesos moleculares pueden oscilar entre unos cuantos miles y varios millones, y en el caso de los polmeros fuertemente entrecruzados, se puede considerar que el peso molecular es infinito.

Asimismo, una molcula de polmero puede adoptar diversas formas espaciales o conformaciones. La conformacin puede modificarse por rotacin de los enlaces simples. La conformacin particular que adopta una cadena de polmero, es decir aquella ms estable, viene determinada por su constitucin y por su tamao, pero tambin por las condiciones del entorno en que se encuentra.

A.1.4 La estructura supramolecularA.1.4.1 El estado amorfoEl estado amorfo se caracteriza por una ausencia tanto de orden axial como de orden ecuatorial, no conocindose con precisin su estructura detallada, ya que dada la ausencia de orden, las tcnicas estructurales habituales suministran una informacin escasa. Los estudios realizados, de carcter preferentemente terico, suministran modelos

conceptuales ms o menos capaces de explicar el comportamiento fsico de este estado.

Figura A.1. Modelos ms caractersticos del estado amorfoEntre los modelos propuestos, el ovillo estadstico (Figura A.1.) es el ms aceptado porque permite un tratamiento estadstico capaz de explicar de manera cuantitativa un buen nmero de propiedades.

A.1.4.2 El estado cristalinoEl estado cristalino en polmeros es en realidad bifsico, coexistiendo la fase cristalina junto con la amorfa, por lo que estos materiales deberan ser denominados como semicristalinos (Figura A.2.). La relacin cuantitativa entre estas dos fases viene expresada por la cristalinidad.

Figura A.2. Modelo del estado cristalino segn FloryA.1.4.2.1 CristalinidadLa cristalinidad se define como la fraccin en peso de fase cristalina presente:w Wc c W

Ecuacin 1.1.Wc = peso de fase cristalinaW = peso total de muestrawc = ndice de cristalinidad cuyo valor oscila entre 0,4 para polmeros poco cristalinos y

0,95 para muestras muy bien cristalizadas de polmeros de constitucin muy regularEl ndice de cristalinidad es una magnitud relativa cuya medida puede efectuarse por densitometra, calorimetra o espectroscopa. El mtodo densitomtrico resulta el ms

simple y asequible si se conocen las densidades amorfas y cristalinas del polmero:w rc r ra ra rc ra

Ecuacin 1.2.r = densidad de la muestra problemarc = densidad de una muestra 100% cristalinara = densidad de una muestra 100% amorfaA.1.4.2.1.1 Factores determinantes de la cristalinidadEn las condiciones ptimas de cristalizacin, el grado de cristalinidad de un polmero viene determinado por la constitucin de su cadena molecular. En general puede decirse que todo defecto que reduzca la regularidad constitucional de la cadena afecta negativamente a la cristalinidad.

-

Comonmeros: la cristalinidad disminuye con la copolimerizacin, siendo este efecto mayor cuanto ms diferentes sean las estructuras de los comonmeros

- Tamao: la cristalinidad disminuye con el peso molecular

-

Configuracin: la cristalinidad est estrechamente vinculada a la estereoregulidad, hasta el punto de que la ausencia de tacticidad suele ser sinnimo de carcter amorfo

-

Ramificaciones: la presencia de ramas disminuye la cristalinidad, siendo el efecto ms pronunciado cuanto ms irregulares sean stas

A.1.4.3 La estructura de fibraA escala macroscpica una fibra se define como un objeto flexible y homogneo que presenta una relacin longitud/dimetro de cmo mnimo 100. Sin embargo lo que caracteriza la estructura de fibra es la existencia de un orden monoaxial a escala molecular con direccin paralela al eje del filamento. Aunque es posible obtener fibras en fase amorfa, la mayor parte de ellas (naturales o sintticas), poseen un elevado grado de cristalinidad.

Los parmetros estructurales definitorios de la estructura de fibra son la cristalinidad y el grado de orientacin. La medida de este ltimo se lleva a cabo mediante diferentes tcnicas como la difraccin de rayos X o la microscopa ptica de polarizacin.

A.2 POLMEROS BIODEGRADABLESLa introduccin de nuevos biomateriales ha sido el reto de la ciencia de los materiales en los ltimos 20 aos, debido a que los residuos polimricos sintticos han aumentado considerablemente su porcentaje. La disponibilidad de estos materiales no habra sido posible sin la unin de varias disciplinas acadmicas para su estudio (como la fsica, la qumica y la biologa). Estas ciencias bsicas han aportado adelantos tecnolgicos dirigidos principalmente a solventar problemas en el rea de la salud; entre ellos se encuentra la bsqueda de materiales con aplicaciones biomdicas.Los materiales biodegradables pueden ser de origen natural o sinttico. Los polmeros naturales estn generalmente ms asociados al trmino de biodegradabilidad, pero en realidad la gama de polmeros sintticos que cumplen este concepto se ha incrementado notablemente en los ltimos aos, debido a que permiten una mejor optimizacin de las propiedades que se desean obtener; entre ellas deben considerarse la compatibilidad con el organismo, la capacidad de cumplir la funcin asignada y la biodegradabilidad.A.2.1 DegradacinEn los ltimos aos se han hecho varios intentos para definir de forma consensuada los trminos de degradacin y biodegradacin. Sin embargo, dada su dificultad, la comunidad cientfica no ha llegado a un acuerdo para una definicin precisa desde el punto de vista qumico. En este Proyecto de Final de Carrera se entender por degradacin de un polmero aquel cambio en su estructura qumica que conlleve una modificacin apreciable de sus propiedades. Lo que se pretende conseguir es que se mantengan las propiedades durante el perodo de utilizacin del polmero y un posterior cambio de su estructura qumica para descomponerse en componentes compatibles con el medio ambiente.Los fenmenos de degradacin en un material polimrico dan lugar a una serie de cambios fsicos (decoloracin, formacin de grietas, erosin superficial, prdida de propiedades como resistencia a la traccin o a la deformacin, etc.) y qumicos (hidrlisis u oxidacin de grupos funcionales, rotura de enlaces primarios en la cadena principal, formacin de nuevos grupos funcionales, etc.).Los cambios en las propiedades del polmero que acompaan al proceso de degradacin pueden ser o no deseables, dependiendo de la aplicacin considerada. En muchos casos, los cambios son indeseables y tienden a reducir la vida til del material; un ejemplo sera la prdida de elasticidad en productos de goma. Sin embargo, puede que ste no sea siempre el caso; por ejemplo, la degradacin trmica de polmeros de elevado peso molecular durante la extrusin reduce la viscosidad del fundido, lo que facilita la fabricacin del producto.A.2.1.1 Mecanismos de degradacinActualmente, se aceptan 5 mecanismos principales de degradacin:1.Degradacin qumica: se refiere exclusivamente a procesos en los que la degradacin es inducida por el contacto del polmero con productos qumicos reactivos. En estos casos puede observarse una gran conversin, aunque slo a elevadas temperaturas, debido a la energa de activacin de dichas reacciones. Uno de los tipos de degradacin qumica ms frecuentes es la degradacin hidroltica, en la que la causa de la degradacin es el contacto del material con un medio acuoso; la penetracin del agua dentro de la matriz polimrica provoca el hinchamiento, rotura de los puentes de hidrgeno intermoleculares, hidratacin de las molculas y finalmente la hidrlisis de los enlaces inestables.2.Degradacin mecnica: es causada por los esfuerzos a los que se somete el material, ya que dichos esfuerzos suelen ir acompaados de rotura de enlaces en la cadena principal.3.Degradacin trmica: se refiere a casos en los que el polmero, a elevadas temperaturas, sufre cambios qumicos sin la contribucin de ningn otro factor, que no sea la energa trmica. Generalmente es difcil distinguir entre la degradacin trmica y la termo-qumica, ya que el polmero raramente se encuentra en estado puro y las impurezas o aditivos pueden reaccionar con la matriz polimrica si la temperatura es bastante alta. En los ltimos aos se ha estado investigando sobre polmeros termoestables, en los cuales no hay prdida de propiedades con la temperatura. La forma de conseguirlos es aumentando la rigidez del polmero o aumentando la cristalinidad; esto se consigue mediante la inclusin de grupos rgidos en la cadena principal o con polmeros estereoregulares, que aumentan la temperatura de reblandecimiento.4.Fotodegradacin: incluye los cambios fsicos y qumicos que se producen en el polmero debido a la irradiacin del material con luz ultravioleta o visible; se pueden obtenerpolmeros fotodegradables introduciendo en su estructura grupos funcionales sensibles a la radiacin ultravioleta (grupos carbonilo) o bien introduciendo aditivos, catalizadores y peroxidantes fotosensibles que aceleren el proceso de degradacin.5.Degradacin biolgica: se origina por el ataque a la cadena polimrica por parte de microorganismos (bacterias, hongos o algas). Dichos microorganismos producen una gran variedad de enzimas que son capaces de reaccionar con polmeros sintticos y naturales. El ataque enzimtico del material es un proceso qumico inducido por la necesidad de encontrar alimento por parte de los microorganismos (la cadena principal de los polmeros es una fuente de carbono).Aunque la desintegracin de un material en el medio ambiente suele deberse a varios mecanismos concurrentes, a menudo es posible identificar un mecanismo predominante. El mecanismo de degradacin ms importante suele ser la degradacin qumica va hidrlisis o la hidrlisis catalizada por enzimas. Esto es especialmente cierto en el caso de los polmeros con degradacin mejorada, es decir, polmeros que han sido qumicamente diseados para acelerar el proceso de desintegracin.A.2.2 ErosinLa erosin de un material polimrico est asociada con cambios macroscpicos en su apariencia, cambios en sus propiedades fsicas y mecnicas y cambios en los procesos fsicos (deformacin, desintegracin estructural, prdida de peso...). De todos ellos, el cambio ms importante es la prdida de material debida a los monmeros y oligmeros que abandonan el polmero. Todos los polmeros comparten la propiedad de la erosin tras la degradacin.Se puede definir un polmero bioerosionable como un polmero insoluble en agua que, bajo ciertas condiciones fisiolgicas, se convierte en soluble sin importar el mecanismo especfico involucrado en el proceso de erosin. El prefijo bio significa que la erosin ocurre bajo condiciones fisiolgicas, al contrario de otros procesos de erosin causados por elevada temperatura, cidos y bases fuertes, luz ultravioleta o condiciones climatolgicas extremas.Se pueden distinguir dos tipos de bioerosin (Figura A.3.): la erosin superficial o heterognea y la erosin en masa u homognea, las cuales se ilustran esquemticamente en la siguiente figura:

Figura A.3. Ilustracin esquemtica de los mecanismos de erosin superficial y erosin en masaLa erosin superficial ocurre cuando la velocidad a la que el agua penetra en el material es menor que la velocidad de conversin del polmero en fragmentos solubles. Este ataque superficial tiene como consecuencia la reduccin del espesor del material. El polmero debe tener carcter hidrofbico, para impedir la penetracin del agua; los polianhdridos y los poliortosteres son ejemplos de materiales que experimentan este tipo de erosin.En la erosin en masa, la cantidad de agua que penetra en el slido es superior a la que el polmero necesita para transformarse en un material soluble; el exceso de agua provoca una erosin que afecta a toda la masa de slido. Este tipo de erosin ocurre en dos fases. En la primera fase, el agua penetra en el material, atacando a los enlaces qumicos de la fase amorfa y convirtiendo las cadenas polimricas largas en fragmentos ms cortos solubles en agua. Debido a que este fenmeno ocurre inicialmente en la fase amorfa, hay una reduccin en el peso molecular pero sin producirse prdidas en las propiedades fsicas, ya que la matriz del material est soportada an por las regiones cristalinas. En la segunda fase tiene lugar el ataque enzimtico y la metabolizacin de los fragmentos, resultando en una rpida prdida de la masa del polmero. Todos los biomateriales comercialmente disponibles se degradan por este proceso.A.2.3 BiodegradacinComo ya hemos dicho antes, es muy complicado definir de forma consensuada el trmino biodegradacin, sobre todo debido a las fuertes interacciones entre un mtodo de degradacin y otro. El trmino biodegradacin indica un proceso de degradacin qumica llevado a cabo por agentes biolgicos (enzimas, bacterias o microorganismos). En concreto, la biodegradacin producto de la exposicin ambiental implica la accin de microorganismos y tiene como consecuencia una reduccin del grado de polimerizacin, as como la degradacin del polmero en fragmentos orgnicos simples.La definicin de biodegradacin requiere un sistema biolgico y excluye cualquier accin de enzimas sintetizados en el laboratorio sobre los polmeros (incluso en aquellos casos en los que se dispone de un enzima idntico al de una especie natural); esta limitacin tiene un impacto pequeo en la mayora de los procesos de biodegradacin interesantes.A.2.3.1 Tipos de biodegradabilidadPuede distinguirse entre:a)biodegradabilidad parcial: alteracin en la estructura qumica y prdida de propiedades especficasb)biodegradabilidad total: se asocia generalmente a una mineralizacin completa con produccin de CO2 (en condiciones aerobias), metano (en condiciones anaerobias), agua, sales minerales y biomasa; en algunos casos pueden quedar fragmentos (oligmeros) resistentes a la degradacinLos polmeros biodegradables pueden ser hidrolizados tanto pasiva como activamente por va hidrlisis enzimtica; ambos mecanismos compiten uno contra otro, y el ms rpido es el que controla el mecanismo de degradacin global. Teniendo en cuenta el tipo de ataque producido por los enzimas, existen dos clases de biodegradabilidad, que se encuentran esquematizados en la Figura A.4:

a) ataque al azar en la cadena principal realizado por endoenzimas: produce una prdida significativa de peso molecular debido a la rotura al azar de las cadenasb) ataque especfico a los extremos de las cadenas realizado por exoenzimas:

no produce una prdida significativas del peso molecular, ya que slo se desprenden monmeros, dmeros o trmeros

Figura A.4. Tipos de biodegradabilidad segn la clase de enzimaA.2.3.2 Mecanismos de biodegradabilidadEn teora los materiales polimricos tienen una importante ventaja sobre los metales o los materiales cermicos, ya que el medio fisiolgico extracelular (solucin salina isotnica) es extremadamente hostil para los metales, pero afecta relativamente poco a la degradacin de polmeros sintticos de elevado peso molecular. A pesar de ello, la mayor parte de sistemas polimricos conocidos son susceptibles de degradacin en condiciones ms o menos severas, que pueden variar sustancialmente de unos sistemas a otros. De forma general, se pueden considerar dos tipos de procesos:

I.Aquellos que se inician mediante la absorcin de algn tipo de energa, lo que origina el desarrollo y propagacin de la degradacin molecular mediante reacciones secundarias. Las condiciones ambientales necesarias para que se produzcan estos procesos incluyen temperaturas elevadas especialmente en presencia de oxgeno para dar lugar a procesos termooxidativos, radiaciones electromagnticas, tensiones mecnicas a elevadas temperaturas y vibraciones ultrasnicas.

II.Mecanismos puramente hidrolticos que dan lugar a la fragmentacin de las cadenas macromoleculares, lo que normalmente ocurre con polmeros que contienen heterotomos en la cadena principal. El medio fisiolgico humano rene las condiciones apropiadas para que se puedan producir con facilidad procesos hidrolticos; para ello, el polmero debe poseer enlaces hidrolticamente inestables, debe ser hidroflico para que el proceso biodegradativo se produzca en un tiempo razonable y la hidrlisis se debe poder realizar en condiciones de pH fisiolgico (entre 7 y 7,4).

Los polmeros de origen biolgico, como el catgut y la seda, son absorbidos tras su degradacin por enzimas celulares. No obstante, su velocidad de degradacin es difcilmente predecible, especialmente en el caso del catgut. La absorcin depende del material del que se obtuvo el material, de la localizacin especfica en el organismo as como del proceso de curacin.

Tanto en los polmeros naturales como en los sintticos, la cadena polimrica se rompe inicialmente en fragmentos de menor tamao. Estos fragmentos son fagocitados por la accin enzimtica de los glbulos blancos mononuclares y multinucleares. En el proceso de fagocitosis, primero la clula sangunea ingiere el agente extrao (por ejemplo, una bacteria a un fragmento de sutura) y ste entra en contacto con los enzimas contenidos en los lisosomas de la clula, los cuales son capaces de degradar las sustancias extraas en partes ms pequeas (Figura A.5.). El polmero finalmente se degrada a residuos no txicos, de bajo peso molecular y que pueden ser eliminados por las vas metablicas normales del organismo (orina, CO2, ).

Figura A.5. Esquema de fagocitosisA.2.3.3 Factores que influyen en la biodegradabilidadDe forma general, la biodegradacin tiene lugar por va hidroltica y normalmente se completa con procesos enzimticos. De esta forma, los agentes biodegradativos ms comunes en el organismo humano son: agua, sales (aniones y cationes), pH del medio fisiolgico y agentes enzimticos.El agua interacciona eficazmente con polmeros no hidrfobos, dando lugar a fenmenos de hinchamiento y disolucin, por lo que puede ser un agente responsable de la biodegradacin de polmeros en el organismo humano. En cuanto a los diferentes electrolitos (aniones y cationes salinos en solucin) as como la acidez o basicidad del medio, pueden tener un efecto importante tanto en la degradacin hidroltica como en la oxidativa.En cuanto a los enzimas, pueden contribuir considerablemente a la degradacin de polmeros en el organismo humano. Debido a su gran tamao molecular, los enzimas normalmente no pueden penetrar y difundirse en un implante polimrico, por lo que su actividad se desarrolla en la superficie o cuando se ha producido la fragmentacin del implante.Los factores que influyen en la velocidad de degradacin son:- Condiciones del medio: temperatura, humedad, pH...

-Caractersticas del polmero: presencia de enlaces qumicos susceptibles a la hidrlisis, hidroficilicidad, estereoqumica, peso molecular, superficie especfica, temperatura de transicin vtrea y de fusin, presencia de monmero residual o aditivos, distribucin de la secuencia...

- Caractersticas de los microorganismos: cantidad, variedad, fuente, actividad...A.2.3.3.1 Caractersticas fsicas que influyen en la degradacin enzimticaLa degradacin enzimtica tiene lugar preferentemente en las regiones amorfas y, una vez se han consumido, se inicia la degradacin de la zona cristalina. Esta selectividad observada se atribuye a una disposicin menos ordenada de las molculas en las zonas amorfas que permite la penetracin de los enzimas en el polmero.Tambin se ha evaluado la influencia del grado de reticulacin en muestras de policaprolactona, observndose que al aumentar el grado de entrecruzamiento radicalario se reduce la degradabilidad. Esto es debido a que se limita la movilidad de las cadenas polimricas y, por tanto, la accesibilidad de los enzimas.A.2.3.3.2 Caractersticas qumicas que influyen en la degradacin enzimticaEn general, los factores relacionados con la estructura del estado slido (factores fsicos) influyen en la velocidad en que tienen lugar los procesos de biodegradacin, mientras que la estructura qumica determina la capacidad de degradacin.Los principales factores relacionados con la constitucin qumica del polmero que afectan a la biodegradabilidad son:a)Presencia de enlaces hidrolizables: polmeros que contengan grupos amida, urea, uretano o ster a lo largo de la cadena.b)Flexibilidad de la cadena: los polmeros ms flexibles pueden adaptarse mejor al centro activo del enzima.c)Presencia de grupos laterales: polmeros que contengan grupos benzlicos, fenlicos, hidroxlicos o carboximetlicos en los grupos laterales, ya que muchos enzimas proteolticos catalizan especficamente la hidrlisis de los enlaces peptdicos adyacentes a grupos sustituyentes.d)Carcter hidrfilo/hidrfobo del polmero: deben poseer segmentos de los dos tipos debido a que las reacciones catalizadas por enzimas tienen lugar en medios acuosos.A.2.4Aspectos a tener en cuenta en el diseo de materiales biodegradablesEl conocimiento de los factores mencionados anteriormente permite saber el tipo de modificaciones qumicas que deben efectuarse en un polmero para facilitar su biodegradacin y tambin para aumentar su velocidad.Adems es necesario seguir los dos siguientes criterios: asegurar la estabilidad estructural y funcional del material durante el procesado, almacenaje y uso, y garantizar la no toxicidad de los productos de degradacin generados.Por otra parte, es importante recalcar que cuanto ms bajo sea el peso molecular de un polmero, la degradacin ser ms rpida; para los polmeros con mayor peso molecular, la combinacin de grupos funcionales fotosensibles e hidrolizables hace ms efectiva la degradacin medioambiental.Actualmente se han ensayado mezclas de polmeros formadas por un polmero sinttico no biodegradable y un aditivo (polimrico o no) biodegradable. Al exponer el material a un ambiente bitico, el componente biodegradable es capaz de biodegradarse de forma preferente originando una matriz de polmero no biodegradable con huecos en su interior, que resulta mecnicamente dbil y susceptible de ser degradado como resultado de la actividad biolgica. Este proceso recibe el nombre de desintegracin biolgica y algunos ejemplos son la adicin de ftalatos como plastificantes en el policloruro de vinilo, la adicin de aceites a cauchos y las mezclas de poliolefinas con policaprolactona o almidn.A.2.5 Clasificacin de los polmeros biodegradablesLos polmeros biodegradables pueden clasificarse segn su origen dentro de cuatro categoras principales: Polmeros naturales: como la celulosa, el almidn y las protenas

Polmeros sintticos: como la policaprolactona

Polmeros naturales modificados: preparados mediante la modificacin biolgica y/o qumica como el acetato de celulosa, los steres de lignocelulosa, el policido lctico o los polialcanoatos (entre los que el ms prometedor es el copolmero polihidroxibutirato/valerato)

Materiales compuestos: combinan partculas biodegradables (almidn, celulosa regenerada o gomas naturales) con polmeros sintticos biodegradables, como el copolmero de almidn y alcohol vinlicoA.2.6 Polmeros biodegradables de uso comercialAtendiendo a la constitucin qumica, los polmeros biodegradables de mayor uso pueden clasificarse en tres categoras.La primera categora corresponde a polmeros naturales derivados de carbohidratos. El almidn es un termoplstico natural de carcter fuertemente hidrfilo, de bajo coste y alta disponibilidad; el principal inconveniente que presenta es que se hincha y deforma con mucha facilidad en ambientes medianamente hmedos, por lo que no puede utilizarse slo aunque s en mezclas con polietileno (Ecostar), con polietileno y otros polisteres (Ecolan), con derivados del petrleo de bajo peso molecular (Novon), con policaprolactona (Greenpol), etc. Otro de los polmeros naturales empleado gracias a su gran abundancia es la celulosa, ya que su principal inconveniente (no puede ser digerida por los tejidos) puede subsanarse mediante alteraciones qumicas que modifiquen su estructura altamente ordenada; se puede citar como ejemplo el acetato de celulosa (elevada resistencia a la tensin) y la celulosa oxidada (contiene una porcin sustancial de funciones carboxlicas y se utiliza para gasas estriles).Los polisteres constituyen el segundo grupo en importancia. Su inters como biomateriales radica en que los enlaces ster son degradables hidrolticamente. Se encuentran dentro de este grupo los polihidroxialcanoatos, la policaprolactona y los cidos poligliclico y polilctico. Los polisteres biodegradables tienen aplicacin en el campo de la medicina (bsicamente como suturas quirrgicas), en agricultura, en envasado y en lafabricacin de bolsas en las que se recoge el material que debe ser comportado.etileno.

En el ltimo grupo puede mencionarse el alcohol polivinlico y su copolmero conA continuacin (Figura A.6.) se muestran las estructuras qumicas de algunos de lospolmeros biodegradables de mayor uso comercial:Almidn

CH2OHOOH

OH

CH2OHOOH

OOHnOcido poligliclicocido polilcticoPoli (e-caprolactona) Polidioxanona

O - CH2 - C

nO O - CH - C

nCH3O O - (CH2)5 - C

nO O - CH2 - CH2 - O - CH2 - C

nO OPolihidroxialcanoatos

O - CH - CH2 - C

nCH3 polihidroxibutirato

O - CH - CH2 - C

nCH2 - CH3 polihidroxivalerato

Alcohol polivinlico

CH - CHnOHFigura A.6. Unidades bsicas de los polmeros biodegradables de mayor uso comercialEn la siguiente tabla se muestran las principales propiedades de algunos de lospolmeros biodegradables que se acaban de mencionar:AlmidnACPHAPVOHPEVOH

Tg (C)230190-50 558 8572

Tm (C)220 240230 25054 175180 240191

Td (C)220---240

Resistencia a la tensin (MPa)-17 504040 5072

Elongacin (%)Sin ensayar10 30-300 400200

Difusin de O2(cm3/m2 da)Sin ensayar-450.1 20.2

Factores influyentesRelacin de amilasa y amilopeptinaGrado de sustitucinLongitud de la cadena lateral y composicin de copolmeroPeso molecular y porcentaje de hidrlisisPorcentaje de etileno

VentajasBajo coste y biodegradacin rpidaResistencia a la tensinBiodegradacin rpida y estabilidad al aguaBiodegradacin rpida y baja permeabilidadDureza y baja permeabilidad

InconvenientesHidrofilicidadGrado de sustitucinElevado costeSolubilidad en aguaLenta biodegradacin

Aplicaciones potencialesEspumas para empaquetar, bolsas de abono vegetalMoldeado por inyeccinLaminados de papelPesticidas, fertilizantes, dispersadores de detergentesEmpaquetado de alimentos

Tabla A.1. Polmeros biodegradables de uso comercial. AC: acetato de etilo. PHA: polihidroxialcanoatos. PVOH:alcohol polivinlico. PEVOH: alcohol polivinlico copolimerizado con etileno.A.3 POLMEROS DE USO EN MEDICINAA.3.1 BiomaterialesEn 1982, se defini el concepto de biomaterial como aquella sustancia o combinacin de sustancias, de origen sinttico o natural, que puede ser utilizada durante un cierto periodo de tiempo, en sustitucin de cualquier tejido, rgano o funcin del organismo humano. Posteriormente se propuso una nueva definicin, que es la que se acepta actualmente, sosteniendo que un biomaterial es un material sinttico o natural modificado que est en contacto con partes del organismo.Atendiendo a su origen, los biomateriales pueden ser naturales o sintticos. Los naturales en general son materiales complejos, heterogneos y dficilmente caracterizables y procesables, pero ofrecen la ventaja de ser muy similares a las sustancias macromoleculares que el medio biolgico reconoce y metaboliza, pudindose evitar problemas de reaccin inflamatoria crnica y toxicidad; algunos ejemplos son el colgeno purificado o las fibras proteicas (seda, lana). Los biomateriales sintticos pueden ser metales, cermicas o polmeros y comnmente se denominan materiales biomdicos, para diferenciarlos de los biomateriales de origen natural.A su vez, los biomateriales de uso en medicina se pueden clasificar en dos grupos, teniendo en cuenta el tiempo que deben mantener su funcionalidad:a)dispositivos de carcter permanente: sistemas utilizados para sustituir total o parcialmente tejidos u rganos destruidos a causa de una enfermedad o trauma. En este caso, se necesitan materiales bioestables, ya que se supone que la situacin ideal sera aquella en que el biomaterial mantuviera su funcionalidad durante el resto de la vida del paciente.b)dispositivos de carcter temporal: deben mantener una funcionalidad adecuada durante un perodo de tiempo limitado, ya que el organismo humano puede desarrollar mecanismos de curacin o regeneracin tisular para reparar la zona o el tejido afectado. En estos casos, es necesario un dispositivo temporal formado por materiales biodegradables para sustituir durante un cierto perodo de tiempo la funcionalidad del tejido daado.Las caractersticas ms importantes que deben cumplir son biofuncionalidad y biocompatibilidad. En la mayora de los casos, la funcionalidad se cubre satisfactoriamente con las caractersticas mecnicas de los materiales habitualmente utilizados. Sin embargo, estos productos deben retener sus funciones en ambientes agresivos durante el perodo detiempo deseado; esto se logra nicamente cuando el material es biocompatible.ClasificacinMaterialAplicacin

Metales y aleacionesAceroTitanioAleaciones de oroPlataCorreccin de fracturas / Sustitucin de huesosReemplazos dentales / MarcapasosImplantes dentalesAntibacteriales

Cermicas y vidriosFosfato clcicoVidrio bioactivoPorcelanaRegeneracin seaSustitucin de huesosDentaduras

PolmerosPolietileno Politetrafluoroetileno PolisterPoli (vinil alcohol) Polisulfona Poliuretano Polimetilmetacrilato SiliconaPoligliclicoSustitucin de articulacionesInjertos vascularesInjertos vasculares / Suturas quirrgicas Sistema de liberacin de medicamentos Membranas para dilisisSistemas de contacto sanguneoLentes de contactoIngeniera de tejido / OftalmologaSuturas quirrgicas / Cemento seo

Tabla A.2. Clasificacin de los biomateriales y sus aplicaciones en biomedicinaA.3.2 Requisitos de los polmeros de uso en medicinaEn trminos generales, en la eleccin o diseo de un polmero para uso biomdico debe tenerse en cuenta los siguientes factores:-

Tanto los materiales de partida como los productos de degradacin no deben ser mutagnicos, carcingenos, antignicos ni txicos

-

Las propiedades mecnicas mnimas requeridas a los materiales degradables para su uso como soportes en crecimiento de tejidos o en fijacin de fracturas seas deberan mantenerse durante el proceso de regeneracin de los tejidos defectuosos

-

Tanto los productos de partida como los de degradacin, no deberan entorpecer la regeneracin tisular sino, en todo caso, acelerar el proceso de curacin

- Deben provocar la mnima reaccin posible y demostrar una durabilidad aceptable

- Ser fcilmente procesable para obtener la forma del producto final

-

El implante debe ser esterilizable, es decir, el mtodo de esterilizacin no debe atacar severamente las propiedades del implante

A.3.2.1 BiocompatibilidadDebido a las caractersticas del sistema inmunolgico, cuando se introduce un cuerpo extrao en el organismo ste tiende a rechazarlo o inclusive a atacarlo, generando una serie de sntomas (inflamaciones, malformaciones, dolores, fiebre) que pueden obligar a retirar la prtesis colocada. Los rechazos pueden minimizarse si se selecciona adecuadamente el material a ser usado de tal forma que sea atxico e inerte, para alterar lo menos posible el medio donde se coloca el implante.En este contexto se define el concepto de biocompatibilidad. Su definicin ha ido evolucionado en conjuncin con el continuo desarrollo de materiales con aplicaciones en biomedicina. Hasta hace muy poco, un material biocompatible se defina como aquel que no haca dao, es decir, aquel material con la cualidad de no tener efectos txicos o perjudiciales en los sistemas biolgicos.Sin embargo, los dispositivos polimricos han empezado a disearse con materiales que son cada vez ms sensibles frente a condiciones biolgicas locales, de manera que la biocompatibilidad se define ms exactamente como la capacidad que tiene un material de desarrollar, en condiciones ptimas, la funcin interna para la cual ha estado diseado sin provocar una respuesta negativa en el organismo. De hecho, el trmino biocompatibilidad hace referencia a la tolerancia de los biomateriales respecto a las sustancias slidas y lquidas del organismo.Existen diversos procedimientos para determinar la biocompatibilidad de un material. Sin embargo, los factores necesarios para controlarla nicamente han sido parcialmente definidos. Adems de las caractersticas mecnicas y qumicas propias del material es necesario tener en cuenta la influencia de la localizacin especfica de cada aplicacin, la reaccin individual del sistema a tratar, as como las condiciones fsicas del paciente. Algunos de los factores de mayor influencia en la biocompatibilidad son la estructura qumica de la superficie, la hidrofilicidad e hidrofobicidad, la presencia de grupos inicos y la morfologa del material.La inflamacin (Figura A.7.) es la respuesta caracterstica del organismo humano ante la agresin de cualquier tipo de agente externo, independientemente de su origen, composicin y naturaleza. Presenta sntomas externos caractersticos como son el enrojecimiento local, calor o hipertermia, hinchamiento y dolor. Cualquiera de estos factores desencadena una serie de procesos interdependientes que comienzan con cambios hemodinmicos, seguido de alteraciones en la permeabilidad vascular de la zona afectada.

Figura A.7. Respuesta inflamatoria del organismo humano ante la implantacin de un cuerpo extraoAdems de la inflamacin, la implantacin de un biomaterial conduce tambin a la generacin de una serie de respuestas del organismo, propias de los mecanismos de defensa habituales.Por todo ello es necesario valorar exhaustivamente todo tipo de interacciones y riesgos asociados con la introduccin de sustancias extraas en el organismo, de tal forma que el diseo y aplicacin de los biomateriales requiere un estudio completo de sus propiedades y caractersticas.La biocompatibilidad de un implante est influenciada por los siguientes factores:- La toxicidad de los materiales empleados.

- La forma y el diseo del implante.

- La resistencia del dispositivo frente la degradacin qumica o estructural.

- La naturaleza de las reacciones que tienen lugar en la interfase.

Estos factores varan significativamente dependiendo de si el implante est en contacto con un tejido suave, en uno duro o en el sistema cardiovascular, y lo hacen hasta tal punto que el concepto de biocompatibilidad debera definirse para cada aplicacin.A.3.2.2 HemocompatibilidadEl trmino hemocompatibilidad define la tolerancia de los biomateriales con la sangre. La gran demanda de implantes en el rea cardiovascular hacen que el estudio y la valoracin de este trmino resulten de gran importancia.Desde un punto de vista clnico, un biomaterial se puede considerar compatible con la sangre cuando no provoca ninguna lesin en las clulas sanguneas ni cambios en la estructura del plasma. Sin embargo, la adsorcin de protenas y la adhesin de clulas sanguneas que se producen en contacto con un biomaterial, conducen a menudo a diferentes grados de coagulacin.Uno de los factores de mayor influencia en el proceso de adsorcin de protenas, y por lo tanto en la determinacin de la hemocompatibilidad de un material, es la tensin superficial del material, cuyo efecto contina siendo en la actualidad motivo de discusin entre los investigadores.A.3.2.3 ProcesadoLos polmeros biodegradables, en general, pueden procesarse de forma similar a cualquier termoplstico (moldeo por inyeccin, extrusin, etc.). Sin embargo, se tiene que eliminar la humedad del material antes del procesado para evitar la degradacin hidroltica.Debido a que muchos de los polmeros biodegradables son sintetizados por apertura de anillo, se establece un equilibrio termodinmico entre la reaccin de polimerizacin y la reaccin inversa que resulta en la formacin de monmero. Si el procesado tiene lugar a temperaturas muy elevadas, es posible que durante el moldeo o el proceso de extrusin el equilibrio se desplace hacia la formacin de monmero. Y este hecho tiene mucha importancia ya que el monmero en exceso puede actuar como plastificante, cambiando las propiedades mecnicas del material resultante y alterar, a su vez, la cintica de degradacin.A.3.2.4 EsterilizacinLa esterilizacin de materiales y productos que se utilizan en determinadas actividades profesionales, industriales o de consumo, es un proceso cada vez ms necesario para dar respuesta a las crecientes demandas sociales de calidad y seguridad. Normalmente los productos, aunque fabricados en condiciones controladas, estn contaminados con microorganismos. Estos productos, por definicin, se consideran no estriles.El Nivel de Garanta de Esterilidad (SAL) se define como la probabilidad de encontrar uno o ms microorganismos viables en un producto, o lo que es lo mismo, la probabilidad de que un producto o unidad no sea estril tras el proceso de esterilizacin.En la esterilizacin de productos, y en lo referido a los industriales para aplicaciones sanitarias y cosmticas, los dos principales procesos utilizados son el tratamiento por xido de etileno y la ionizacin.El xido de etileno es uno de los mtodos tradicionales de esterilizacin. Sin embargo sus caractersticas inflamables, reactivas y txicas causan riesgos tanto para la salud como para el medio ambiente por lo que el proceso debe ser adecuadamente gestionado y controlado.Es por ello que las condiciones de temperatura y humedad en las que tiene lugar el proceso de esterilizacin son de especial importancia. Concretamente, la temperatura tiene que estar por debajo de la Tg del polmero (para mayor precaucin puede llegar a ser de 0C o menor) para evitar los cambios en la geometra que puedan producirse durante el proceso.El proceso de ionizacin puede ser definido como la tecnologa para producir cambios tiles y deseados en ciertas propiedades de los productos tratados, tales como la estructura o el nivel bacteriolgico de dichos productos. La ionizacin puede aplicarse por varias fuentes de energa, siendo las ms usuales:a) Rayos Gamma: producida por radionucleidos o istopos radiactivos (cobalto o cesio).b) Ionizacin por haz de electrones: producida por un acelerador de electrones, que puede ser lineal (clsico) o circular (moderno).La esterilizacin por electrones acelerados, desarrollada en los aos 50 a partir de la radioterapia, est siendo considerada actualmente como la tecnologa ms idnea para la esterilizacin de productos mdico-quirrgicos, de laboratorio y acondicionamiento de cosmticos y productos farmacuticos.Las ventajas ms apreciadas de este mtodo han sido su excelente penetracin y rendimiento de utilizacin, su disponibilidad y fiabilidad, su tratamiento con control unitario, su alto rendimiento de dosis limitando riesgos de degradacin, su inocuidad sobre el producto y su ausencia de impacto ambiental. Sin embargo, en polmeros biodegradables, las dosis por encima de 2 Mrd pueden causar la degradacin del polmero y como consecuencia la reduccin del peso molecular adems de influenciar tambin en las propiedades mecnicas finales.A.3.3 Aplicaciones de los polmeros en medicinaA.3.3.1 Materiales quirrgicos implantables (soporte temporal)El uso de un soporte temporal puede ser considerado en aquellas circunstancias en las que el tejido natural est debilitado a causa de alguna enfermedad, herida o actuacin quirrgica y necesita un soporte artificial. Una cicatrizacin, un hueso fracturado o un vaso sanguneo daado son ejemplos de tales situaciones. Suturas, dispositivos de fijacin sea (grapas, clavos, tornillos, placas) e injertos vasculares seran ejemplos de los correspondientes dispositivos de soporte.Para que un soporte temporal haga su funcin de manera apropiada, debera existir una transferencia gradual de funcin: a medida que sana el tejido natural, el implante degradable debera eliminarse gradualmente.Actualmente, las suturas representan el campo de mayor xito dentro de los materiales quirrgicos implantables. El principal motivo es que consisten en materiales biodegradables o bioabsorbibles, de manera que la aplicacin dentro del organismo pasa de ser permanente a ser temporal. El inters en el desarrollo de estos materiales radica en el hecho que si son adecuadamente diseados y si se usa el material correcto, evitan que el paciente sea sometido nuevamente a la intervencin por parte del mdico, bien sea para retirar una sutura o para retirar quirrgicamente un pin de sujecin de fractura.En el apartado 4. Polmeros en suturas quirrgicas, se describe con mayor detalle las propiedades y requisitos necesarios para esta aplicacin, as como los biomateriales ms ampliamente utilizados.Otro de los campos donde los polmeros empiezan a tener una presencia significativa son los dispositivos de fijacin sea. Habitualmente se emplea la fijacin metlica, a pesar de que el hueso y el acero presentan propiedades mecnicas muy diferentes. Esta diferencia puede originar un perodo de fragilidad del hueso que, sumado a la posibilidad de corrosin, significa en muchos casos la necesidad de una segunda operacin para extraer el implante.Se han desarrollado numerosos estudios e investigaciones en el campo de implantes biodegradables que permitan solucionar las dificultades anteriores. Los polmeros o copolmeros de PGA-PLA son los ms empleados para esta aplicacin, gracias principalmente a su biocompatibilidad. Estos copolmeros pierden sus propiedades mecnicas en un intervalo que oscila entre pocas semanas y varios meses, por lo que son aptos para aplicaciones muy diversas.En este sentido, existe un gran inters en el desarrollo de nuevos sistemas en dos direcciones. Una de ellas considera la utilizacin de sistemas autorreforzados con fibras del mismo biomaterial embebidas en una matriz amorfa a base de poligliclico, polilctico o copolmeros de los anteriores. La segunda va considera la utilizacin de sistemas compuestos con un componente biodegradable y otro bioestable reforzante, que garantice la resistencia mecnica necesaria durante el perodo de curacin.Otra de las aplicaciones ms importantes son las prtesis, que consisten en dispositivos mecnicos diseados por lo general para cumplir la funcin de algn hueso o ligamento. Debido a esto, deben ser elaboradas con materiales con excelentes propiedades mecnicas para resistir los esfuerzos a los que son sometidos y con bajos coeficientes de friccin para disminuir el desgaste por roce; se suelen emplear combinaciones de materiales metlicos y otros materiales polimricos ms flexibles, que sustituyen a las articulaciones naturales del cuerpo. En el caso de prtesis vasculares, al ser un implante expuesto al contacto con la sangre, la propiedad fundamental requerida es que el material no provoque coagulacin; se aplican fibras de PET, espumas de poli-(tetrafluoroetileno) expandido, poliuretanos segmentados y silicona.Los polmeros tambin se estn desarrollando en el campo de los materiales dentales: los materiales de impresin estn hechos de siliconas y elastmeros polisulfuros, y las bases dentales se fabrican a partir de polmeros basados en poli(metil metacrilato) entrecruzado. Tambin se estn haciendo un hueco en el campo de la visin y ciruga ocular: antiguamente las lentes de contacto se fabricaban de vidrio hasta que apareci el PMMA y ahora se utilizan copolmeros de poli(2-hidroxietil metacrilato) y vinil pirrolidina.Finalmente podemos hablar de la piel artificial para el tratamiento de quemaduras y otras lesiones de piel. Se utilizan polmeros degradables enzimtizamente como colgeno, quitina y poli-L-leucina; posteriormente se desarroll un nuevo tipo de biomaterial, en forma de esponja, combinando colgeno fibrilar con gelatina.A.3.3.2 Sistemas de liberacin de frmacosEl uso de una matriz polimrica para controlar la carga y liberacin de medicamentos tiene un enorme inters por dos motivos fundamentales: en primer lugar, es interesante de cara a conseguir un nivel teraputico apropiado durante periodos de tiempo mayores que los que se consiguen mediante administraciones convencionales (unas pocas horas), periodos que pueden llegar a ser de varios meses. Esta dosificacin controlada es muy interesante tambin para el tratamiento de afecciones de tipo crnico que necesitan medicacin constante.El segundo aspecto es la capacidad de dirigir el efecto del frmaco al tejido enfermo en vez de distribuirlo por todo el organismo. Este aspecto es de gran importancia cuando se trata con frmacos de alta toxicidad sistmica, como los anticancergenos.La liberacin de un frmaco en un dispositivo biodegradable puede ocurrir por alguno de los tres mecanismos siguientes:1. Sistemas de difusin controlada, donde el medicamento se libera por difusin de la solucin a travs de una membrana polimrica, o bien se incrusta en una matriz polimrica que controla la velocidad de liberacin de la sustancia activa.2. Sistemas de erosin controlada, donde la liberacin del frmaco tiene lugar debido a la disolucin, desintegracin o biodegradacin del polmero.3. Sistemas controlados por va osmtica, donde el contenido es liberado segn la velocidad de absorcin osmtica del agua en el medio.Cualquiera de estos mecanismos se puede utilizar para liberar medicamentos por va oral, transdrmica, por implantacin o bien por administracin intravenosa, escogiendo uno u otro en funcin de las caractersticas especficas y requerimientos de cada aplicacin.A.3.3.3 Matrices en ingeniera de tejidosLos polmeros biodegradables se emplean en el campo de la ingeniera de tejidos como soportes temporales en los que las clulas pueden crecer y formar tejidos. Un objetivo de la ingeniera de tejidos es definir estructuras qumicas que mimeticen el ambiente in vivo en el cual las clulas existen naturalmente y estimularlas para formar tejido.Poli ( -hidroxisteres), tales como PLA, han sido considerados como soportes polimricos en ingeniera de tejidos. Sin embargo, estos materiales presentan un inconveniente de importancia, que consiste en la prdida de su capacidad de interaccionar bioespecficamente con clulas. Con el objetivo de solucionar este problema se han propuesto copolmeros alternantes de -aminocidos y -hidroxicidos que poseen grupos funcionales.Dentro de la ingeniera de tejidos destaca tambin el desarrollo de piel artificial hbrida. En este caso, se combinan polmeros sintticos y cultivos celulares para formar un composite sinttico-biolgico. Inicialmente se obtiene una pequea biopsia del tejido que se desea regenerar, procedente del propio paciente. Despus de un proceso de aislamiento de las clulas (keratinocitos, condorcitos...) se someten a procesos de multiplicacin en los soportes polimricos biodegradables adecuados, controlando estrictamente las condiciones de cultivo para evitar infecciones, degeneracin celular o modificacin del ADN. Durante el proceso de crecimiento y divisin celular se va creando matriz extracelular y se forma un aglomerado tisular aprovechando el soporte biodegradable. En unas semanas se puede conseguir suficiente material para corregir pequeos defectos tisulares , con la garanta de utilizar el mismo material gentico del paciente.A.4 POLMEROS EN SUTURAS QUIRRGICASA.4.1 IntroduccinDe forma general, las suturas quirrgicas son filamentos estriles utilizados para cerrar heridas, ligar vasos sanguneos o bien para mantener los tejidos unidos cuando se realizan implantes protsicos. Los materiales utilizados son productos naturales, fibras sintticas comunes y algunas fibras de polmeros sintetizadas especficamente para utilizarse como materiales de sutura.La evolucin del material de sutura ha llegado a un grado de refinamiento tal que incluye suturas diseadas para procedimientos quirrgicos especficos. No slo eliminan algunas de las dificultades que el cirujano haba encontrado en el cierre de la herida sino que tambin disminuyen el potencial de infeccin post-operatoria.La gran variedad de materiales de sutura existentes en el mercado incrementa la importancia de conocer las propiedades bsicas a cumplir, con la finalidad de seleccionar el material ms apropiado a cada situacin.La sutura ideal an no existe, sin embargo conocemos las propiedades generales que una buena sutura podra poseer para cada procedimiento quirrgico. Estas propiedades incluyen:- Fuerza tensil alta y uniforme, que permita el uso de tamaos delgados

- Dimetro suave siempre uniforme a lo largo del hilo de sutura

- Flexibilidad para fcil manejo y seguridad de nudos

- Absorbible tras haber cicatrizado la herida

- Mnima reaccin tisular-Libre de sustancias irritantes e impurezas que favorezcan el crecimiento bacteriano

- No tener propiedades electrolticas, capilares (paso de lquidos) o cancergenas

- Estril y lista para ser usada

- Comportamiento predecible

A.4.2 Propiedades de los materiales de suturaSe considera que las suturas estn formadas por dos componentes: la aguja y la fibra. La aguja, normalmente fabricada en acero inoxidable, debe conducir los materiales de sutura a travs del tejido produciendo el mnimo trauma o lesin posible. Existen diferentes tipos de aguja en funcin del tejido en el cual se haya de realizar la sutura: las agujas afiladas se emplean para tejidos de menor resistencia (como el intestino) y las agujas con terminacin en forma de esptula se utilizan para tejidos duros.Los materiales de sutura suelen ser evaluados y analizados segn las siguientes propiedades:- caractersticas fsicas- caractersticas de manipulacin- caractersticas de la reaccin tisularA.4.2.1 Caractersticas fsicasLas propiedades fsicas son aquellas que pueden ser medidas o visualmenete determinadas a partir del paciente. El United States Pharmacopeia (USP) es el compedio oficial que proporciona las definiciones y descripciones de las propiedades fsicas de los materiales de sutura.

La configuracin fsica de una sutura hace referencia al hecho de si sta es monofilamento o multifilamento.

La capilaridad de un material de sutura hace referencia a su capacidad de absorber fluido a lo largo del filamento desde la parte sumergida del mismo hasta la parte seca. Esta propiedad se diferencia de la capacidad de absorber fluido en que esta se determina cuando la sutura est totalmente sumergida en l. Tanto la capilaridad como la capacidad de absorber fluido presentan una correlacin importante con la tendencia de la sutura a retener bacterias. De forma general, los materiales de sutura trenzados poseen una mayor capilaridad que los filamentosos y por consiguiente, una mayor capacidad para retener bacterias, aumentando as el riesgo de infeccin.

El dimetro de las suturas se determina en milmetros y, en la mayora de los casos, se expresa en unidades USP, obteniendo una secuencia descendente desde 5, 4, 3, 2, 1, 1-

0, 2-0 hasta 11-0, siendo 5 el mayor dimetro y 11-0, el menor. Hay que destacar que no

todas las magnitudes USP corresponden a los mismos dimetros para todos los materiales de sutura. Este hecho es debido a que las dimensiones USP estn referidas a un rango de dimetro especfico necesario para producir una cierta resistencia, sin embargo el dimetro vara ampliamente con los diferentes materiales de sutura.

La resistencia a la rotura de una sutura se define como la cantidad de tensin o fuerza necesaria para romperla. Por otro lado, la resistencia a la tensin se determina como la resistencia a la rotura dividida por la seccin de la sutura; representa el periodo de vida til de la sutura. En la Tabla A.4. se presenta una clasificacin general de la resistencia a la tensin relativa de los materiales de sutura ms comnmente utilizados.

RESISTENCIA A LA TENSIN RELATIVASuturas absorbiblesSuturas no absorbibles

AltaBajaPolyglecaprona 25Polyglactin 910Polidioxanona

CatgutAcero Polister Nylon Polipropileno Seda

Tabla A.4. Clasificacin general de la resistencia a la tensin relativa de los materiales de sutura ms comunesLa resistencia en el nudo se determina calculando la fuerza o tensin necesaria para conseguir deshacer, total o parcialmente, un nudo. Esta caracterstica depende de numerosos factores como la posibilidad de elongacin de la sutura as como el coeficiente de friccin de la misma.

La elasticidad es la propiedad, inherente a la sutura, de mantener su forma y longitud original despus de haber sufrido un estiramiento. Un material de sutura con excelentes propiedades elsticas es, por ejemplo, el polipropileno. Esta propiedad resulta de gran importancia en los casos en que se produce hinchazn, u otros efectos secundarios, en la herida.

La memoria es una propiedad o caracterstica relativa a la elasticidad, y hace referencia a la capacidad de la sutura de recuperar su forma inicial despus de ser sometida a una deformacin. Un ejemplo de materiales de sutura con gran memoria es el nylon, mientras que la seda se caracteriza por tener poca memoria. Esta propiedad influye tambin en las caractersticas de manipulacin del material.

Otra de las propiedades fsicas que se analiza en el estudio de materiales de sutura es la facilidad de cortar a travs del tejido. Si el material presenta una resistencia excesiva en el momento de realizar la sutura se pueden originar fuerzas mecnicas imprevistas que actan sobre la herida retrasando su curacin.

A.4.2.2 Caractersticas de manipulacinLas caractersticas de manipulacin de un material de sutura estn relacionadas con la flexibilidad as como con el coeficiente de friccin del mismo.

La flexibilidad es un trmino subjetivo referente a la facilidad para doblar, inclinar la sutura. Los materiales ms flexibles son los trenzados, como la seda; las suturas monofilamentosas resultan ms difciles de manipular.

Por otro lado, el coeficiente de friccin de un material determina, entre otras cosas, la facilidad con que el material puede atravesar el tejido y anudarse. Los materiales de sutura con un elevado coeficiente de friccin tienden a deslizarse por el tejido. El coeficiente de friccin determina tambin, la fuerza necesaria para eliminar la sutura una vez curada la herida.

A.4.2.3 Caractersticas de la reaccin tisularTodos los materiales de sutura son sustancias extraas al organismo y provocan reacciones tisulares. La inflamacin es la respuesta caracterstica del organismo humano ante la agresin de cualquier tipo de agente externo, independientemente de su origen, composicin o naturaleza. Presenta sntomas externos caractersticos: enrojecimiento local, calor o hipertermia, hinchamiento y dolor.

La secuencia normal de la reaccin tisular de un material de sutura consta de tres etapas: en los primeros cuatro das se produce la infiltracin de una celda compuesta por clulas sanguneas blancas de tipos especiales (leucocitos, linfocitos y monocitos); durante la segunda etapa, desde el cuarto da hasta el sptimo, aparecen macrfagos y fibroblastos; desde el sptimo da hasta el dcimo, empieza la maduracin del tejido fibroso que provoca una inflamacin crnica. Una prolongacin de la inflamacin se traduce en un retraso de la curacin y puede conducir a la infeccin o apertura de la herida.

Durante los primeros siete das despus del implante, no hay diferencia entre la reaccin tisular de las suturas sintticas absorbibles y no absorbibles. Despus puede que la reaccin de las suturas absorbibles sea ms marcada y persista hasta que la sutura sea completamente metabolizada. En general, la reaccin tisular de mayor importancia se produce con los materiales multifilamentosos. En la Tabla A.5. se muestra una clasificacin general de los materiales de sutura ms comunes en funcin de su reactividad tisular

relativa.RESISTENCIA TISULAR RELATIVASuturas absorbiblesSuturas no absorbibles

AltaBajaCatgut

Polyglactin 910Polyglecaprona 25Seda, algodn Polister revestido Polister sin revestir NylonPolipropileno

Tabla A.5. Clasificacin general de la reaccin tisular relativa de los materiales de sutura ms comunesAlgunas suturas pueden favorecer tambin la formacin de infeccin en la herida en caso de que se produzca una contaminacin bacterial significativa al tiempo que se realiza la sutura o seguidamente despus. En general, los materiales multifilamentosos incrementan la infeccin, ya que las bacterias se introducen en los intersticios de la sutura; en el interior, las bacterias son relativamente protegidas de la accin de los leucocitos y pueden inducir y mantener la infeccin por difusin a travs del tejido. Los nudos de la sutura ofrecen tambin una posibilidad de proteger las bacterias.

En el mbito de las reacciones tisulares se ha de considerar tambin la alergia a los materiales de sutura. En algunos casos, por ejemplo las sales crmicas aadidas al Catgut para retrasar la degradacin, pueden provocar una reaccin alrgica en personas sensitivas al cromo.

A.4.3 Clasificacin de los materiales de suturaUna primera clasificacin que podra hacerse sera segn su acabado industrial, en la que nos encontramos con suturas monofilamento (un solo hilo) y suturas multifilamento (varios hilos trenzados o trocidos). En la Figura A.9. se muestra un ejemplo de cada tipo.

Figura A.9. Ejemplos de suturas monofilamento y multifilamentoLas suturas monofilamento son mejor toleradas, tienen una mnima reaccin tisular, ofrecen una menor resistencia a su paso por los tejidos, la retirada de puntos es menos dolorosa y dejan una mnima cicatriz; pero en cambio, son difciles de manejar, necesitan ms nudos y son ms caras. La torsin o presin sobre estas suturas puede debilitarlas, con riesgo de aparicin de puntos dbiles por los cuales puede romperse.Las suturas multifilamento tienen mayor reaccin tisular, por lo que no deben utilizarse en heridas infectadas o si se sospecha que puede haber infeccin ni tampoco si se van a mantener mucho tiempo. Ofrecen una mayor resistencia a la tensin, una mayor flexibilidad y mayor facilidad de manejo, pero dejan mayor cicatriz. Tambin ofrecen una mayor resistencia al paso a travs de los tejidos, pero para resolver este inconveniente se recubren con ceras, siliconas o fluorocarbonos.Los materiales de sutura tambin pueden clasificarse segn su origen, en naturales o

sintticos. Los naturales son ms econmicos, pero generalmente son peor tolerados.Pero la clasificacin ms utilizada es segn su permanencia en el organismo a partir de la cual se distingue entre suturas absorbibles y no absorbibles.

A) SUTURAS ABSORBIBLESEstas suturas pueden ser de origen orgnico o sinttico. Las de origen natural son atacables por las enzimas del organismo, que las rompen y participan en su reabsorcin. Las sintticas son hidrolizadas, es decir, el agua penetra en su estructura y las disuelve. Como es lgico, el hidrolizado de las suturas sintticas es menos agresivo para el organismo que la puesta en marcha del sistema enzimtico (que adems de atacar la sutura causar una serie de lesiones en los tejidos circundantes).

Algunas se absorben rpidamente mientras que otras son tratadas o qumicamente estructuradas para prolongar el tiempo de absorcin. Pueden tambin estar recubiertas o impregnadas con agentes que mejoran sus propiedades de manejo y teidas con colorantes para aumentar su visibilidad en el tejido.

Las suturas reabsorbibles, debido al proceso de degradacin que sufren, disminuyen su resistencia con el paso del tiempo. Debemos tener claro que la fuerza tensil y la velocidad de absorcin de la sutura son elementos separados. Por ejemplo una sutura puede perder rpidamente su fuerza tensil en el tejido pero ser absorbida muy lentamente; por el contrario, puede retener su fuerza tensil durante el tiempo necesario para lograr cicatrizacin y luego ser absorbida rpidamente.

Aunque ofrecen muchas ventajas, las suturas absorbibles tambin tienen ciertas limitaciones. Si un paciente tiene fiebre o sufre alguna infeccin o deficiencia de protenas, el proceso de absorcin puede verse acelerado. Adems, si las suturas se mojan o se humedecen durante la manipulacin previa a su uso, la absorcin puede comenzar de forma prematura.

Son tiles en zonas de difcil acceso, ya que no precisan ser retiradas. Se utilizan en suturas cutneas o mucosas que no vayan a ser retiradas, en estructuras internas que deban mantener una tensin constante (tendones, ligamentos, etc.) y para la fijacin de drenajes a piel. La reabsorcin se acelera en la cavidad oral debido a la alta hidratacin de la misma, quemantiene la sutura hmeda en todo momento.POLMEROResistencia a la rotura (MPa)Resistencia en el nudo (MPa)Elongacin a la rotura (%)Mdulo deYoung (GPa)

Catgut Polidioxanona PGA - TMC Polyglactin 910Polyglecaprone 25cido poligliclico310 380

450 560

540 610

570 910

654 882

760 920110 210240 340280 480300 400-310 59015 3530 3826 3818 2567 9618 252.41.2 1.73.0 3.47 14-7 14

Tabla A.6. Propiedades mecnicas de algunas suturas absorbibles de uso comercialB) SUTURAS NO ABSORBIBLESSon aquellas que no son digeridas o hidrolizadas por los tejidos, aunque a veces son encapsuladas de forma permanente. Son de carcter permanente y pueden ser mono o multifilamentosas preparadas a partir de fibras orgnicas o filamentos sintticos. Estas suturas son delgadas, fciles de usar, usualmente no dejan marcas ni se infectan, y pueden ser retiradas incluso por el mismo paciente despus de 810 das de la intervencin.Como caractersticas importantes destacan su alta resistencia y que son sometidas a un proceso de recubrimiento que disminuye la capilaridad. El principal inconveniente es que provocan reacciones inflamatorias en el organismo y pierden la mayora de su fuerza tensil en 60 das, aunque no se hayan reabsorbido completamente.

POLMEROResistencia a la rotura (MPa)Resistencia en el nudo (MPa)Elongacin a la rotura (%)Mdulo deYoung (GPa)

Seda Polipropileno Nylon PolibutilsterPolibutilen tereftalatoPolietilen tereftalatoAcero inoxidable370 570

410 460

460 710

480 550

490 550

510 1060

540 780240 290280 320300 330290 370280 400300 390420 7109 3124 6217 6529 3819 228 4229 658.4 12.92.2 6.91.8 4.51.9 2.13.6 3.71.2 6.5200

Tabla A.7. Propiedades mecnicas de algunas suturas no absorbibles de uso comercialHoy en da se emplean una gran variedad de materiales de sutura. En la Tabla A.8. secitan sus nombres comerciales y los polmeros a partir de los cuales se sintetizan.POLMERONOMBRE COMERCIAL

Absorbibles

ColgenoColgeno reconstituido Poli(cido gliclico) Copolmero de PGA y PLA Poli(p-dioxanona) Copolmero de PGA y TMC Copolmero de PGA y PCLCopolmero de PGA, PDO y TMC Copolmero de PGA, PCL y TMCCopolmero de PGA, PLA, PCL y TMCCatgut, Softgut Colgeno Dexon, Safil Vycril, Panacryl PDS, MonoPlus MaxonMonocryl Biosyn MonosynCaprosyn

No absorbibles

Seda Algodn LinoPoliamidas (Nylon)Polisteres: tereftalato de polietileno Polisteres: tereftalato de polibutileno Polisteres: tetrametilen-ter PolibutilsterPolipropilenoPolietilenoAcero InoxidableSeda quirrgica, Silkam, VirginSilkAlgodn quirrgicoLinatrixDermalon, Ethilon, Surgilon, Nurolon, Supramid, Dafilon Mersilene, Dragofil, Synthofil, Ethibond, PremiCron MiraleneMirafilNovafilProlene, Surgilene, PremileneDermaleneSurgisteel, Steelex

Tabla A.8. Suturas quirrgicas ms utilizadasA.4.3.1 Suturas absorbibles naturalesA.4.3.1.1 Catgut simpleEl Catgut fue durante dcadas el nico elemento de suturas absorbible y, aunque raramente se utiliza en la actualidad, representa un estndar con el cual se comparan frecuentemente los materiales de sutura sintticos.

Se trata de una sutura de origen animal en forma de multifilamento torcido de color beige. Son cintillas al 97-98% de colgeno puro (fibroprotena), procesadas de la capa submucosa del intestino de ganado ovino o de la serosa del intestino de los bovinos.

El catgut simple se digiere entre los 30 y 75 das despus de la implantacin (segn el tipo de sutura y la tcnica empleada), permaneciendo su fuerza tensil por slo 14 das. Sin embargo, sus propiedades mecnicas mejoran sensiblemente mediante la aplicacin de recubrimientos adecuados o por entrecruzamiento.

Se esteriliza mediante Rayos Gamma de Cobalto 60. Debe mantenerse en una solucin conservadora (para mantener su flexibilidad) formada por alcohol isoproplico (89%), agua destilada (9%) y trietanolamina (2%). El catgut slo debe manipularse cuando est hmedo; si se seca debe humedecerse slo en solucin salina o agua estril no ms de 4-6 segundos, justo en el momento en que vaya a ser utilizado por el cirujano.

Estudios cuantitativos de la biodegradacin de fibras de colgeno in vitro muestran que a una temperatura de 37C, el colgeno se satura rpidamente de agua, indicando que la degradacin se produce en toda la masa de la muestra atacada y no nicamente en la superficie y, adems, la difusin de los reactivos o de los productos resultantes de la biodegradacin no influye en el mecanismo.

Por otra parte, estudios de la biodegradacin de Catgut in vivo han demostrado que la resistencia mecnica del catgut en funcin del tiempo de implantacin, presenta dos tendencias claramente diferenciadas. Inicialmente se observa una cada relativamente brusca relacionada con una prdida de rigidez por efecto del hinchamiento y, a continuacin, otra mucho ms suave asociada al proceso hidroltico.La intensa reaccin inflamatoria que origina el Catgut constituye la razn principal de que este material haya sido prcticamente desplazado por otros biomateriales sintticos que no tienen los efectos secundarios del colgeno fibrilar. No obstante, la aplicacin de tcnicas desarrolladas en los ltimos aos para el aislamiento y purificacin del colgeno animal, han abierto nuevos campos de aplicacin para este tipo de biomateriales.

A.4.3.1.2 Catgut cromadoEs similar al anterior, pero tratado con sales crmicas para resistir las enzimas corporales. Las tiras de colgeno puro se sumergen en una solucin de cromo suavizado para curtirlas; mediante este sistema se controla con exactitud que el cromo sea distribuido uniformemente a lo largo del hilo. Este tratamiento con xido de cromo proporciona a los hilos una mayor resistencia a la descomposicin y una menor inflamacin en el tejido.

La reactividad tisular es relativamente moderada. Las sales de cromo hacen que la absorcin por fagocitosis se alargue hasta los 80 das aproximadamente; su fuerza tensil dura de 10 a 14 das y a veces hasta 21 das. Tambin se utilizan Rayos Gamma de Cobalto 60 como mtodo de esterilizacin y tambin debe mantenerse en la misma solucin conservadora que el catgut simple.

Con un tamao y contenido en cromo apropiados, el catgut cromado puede emplearse para cerrar heridas en el intestino, vejiga y membranas mucosas, siendo ampliamente utilizado en ciruga veterinaria.

A.4.3.2 Suturas absorbibles sintticasA.4.3.2.1 cido poligliclico (PGA)Sutura en forma de multifilamento trenzado compuesta de cido poligliclico (99%) con recubrimiento de caprolactona y estearato de calcio (1%). El recubrimiento le proporciona una alta resistencia tensil, una excelente manipulabilidad, una baja reactividad tisular, una tasa de absorcin predecible, y un anudado firme y seguro. Como mtodo de esterilizacin se emplea el xido de etileno, ya que los Rayos Gamma aceleran la prdida de la fuerza tensil.

O

O - CH2 - CnFigura A.10. Unidad repetitiva de la sutura DEXON (PGA)Las suturas de PGA supusieron un gran avance en los materiales de sutura absorbibles, por ser fsica y biolgicamente superiores al catgut. Por otro lado, a diferencia del colgeno, las suturas de PGA no presentan prdida de resistencia mecnica al humedecerse, dan lugar a muy poca respuesta inflamatoria y presentan mayor flexibilidad.

Pasados 15 das el material ha perdido ms del 70 % de su resistencia original. A los

28 das, retiene nicamente el 5 %. Es completamente absorbido pasados entre 70 y 100 das despus de su implantacin.

Las suturas de cido poligliclico se comercializan con el nombre de DEXON o

SAFIL. En los ltimos tiempos se han mejorado las propiedades de estas primeras suturas:

DEXON PLUS: cido poligliclico revestido con polaxamer 188, que facilita el paso a travs del tejido.

SAFIL QUICK: cido poligliclico de bajo peso molecular. Mantiene el 50% de su resistencia inicial a los 7 das y un perodo de reabsorcin de 42 das.A.4.3.2.2 Copolmeros de cido gliclico y cido lcticoHilos de sutura formados por multifilamentos de un copolmero de cido gliclico y lctico. Actualmente existen en el mercado una amplia gama de este tipo de copolmeros, siendo el ms representativo el Polyglactin 910, comercializado con el nombre de VICRYL(1974), con una composicin media de 90% de cido gliclico y 10% de cido lctico.O

O - CH2 - Cx

O

O - CH - CyCH3Figura A.11. Unidad repetitiva de la sutura VICRYL (PGA-PLA)Se caracterizan por una prdida de resistencia bastante similar a las suturas Dexon: el material retiene nicamente un 8% de