Biomateriales poliméricos
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Los polímeros sintéticos se han convertido en uno de los grupos más importantes de biomateriales en la actualidad, junto con los metales y las cerámicas. En medicina, se utilizan en productos desechables, prótesis, materiales dentales, implantes, apósitos, dispositivos extracorpóreos, sistemas de administración controlada de fármacos e ingeniería de tejidos.
Su posición se debe a varias ventajas clave. Los polímeros son relativamente fáciles de procesar: pueden utilizarse para producir látex, películas, fibras, tubos, andamios porosos y formas complejas utilizando tecnologías de procesamiento de plásticos bien desarrolladas. De hecho, se caracterizan por ofrecer una amplia gama de propiedades mecánicas y físicas, desde materiales estructurales duros y rígidos hasta elastómeros blandos e hidrogeles. Además, suelen ser más baratos y ligeros que los metales y más fáciles de modificar química y superficialmente.
Los requisitos para los biomateriales poliméricos no difieren significativamente de los de otros materiales de implantes. Por encima de todo, se espera que sean biocompatibles (no tóxicos, no cancerígenos, no pirogénicos y no alergénicos), esterilizables mediante métodos habituales (autoclave, óxido de etileno, radiación, etc.), y que tengan las propiedades mecánicas y físicas adecuadas adaptadas a la función del producto y una buena procesabilidad (posibilidad de conformado, extrusión, moldeo por inyección, formación de fibras, etc.).
Fundamentos de la polimerización y estructura de los polímeros
Los polímeros se forman al combinar moléculas pequeñas (monómeros) en cadenas largas. Este proceso puede tener lugar mediante la polimerización por condensación (por etapas) o la polimerización por adición (en cadena, por ejemplo, radical libre).
En la polimerización por condensación (reacción por etapas), cada fase del crecimiento de la cadena va acompañada de la liberación de una pequeña molécula, normalmente agua o alcohol. Un ejemplo clásico es la formación de poliamidas (nailon) a través de la reacción de un grupo amino con un grupo carboxilo para formar un enlace amida y liberar agua. Así es como se forman los poliésteres, las poliamidas, los poliuretanos, los polisiloxanos, así como las proteínas naturales y los polisacáridos, que también se producen por condensación con la liberación de moléculas de agua.
Además de la polimerización, típica de muchos plásticos médicos, el monómero suele contener un doble enlace que se rompe bajo la influencia de un iniciador, normalmente un radical libre generado, por ejemplo, por peróxidos (peróxido de benzoilo) en presencia de calor o radiación UV. Así es como se forman una serie de polímeros muy populares, como el polietileno, el polipropileno, el cloruro de polivinilo, el poliestireno y el polimetilmetacrilato.
Así pues, la estructura de una macromolécula polimérica determina sus propiedades. Las cadenas pueden ser lineales, ramificadas o reticuladas. Los polímeros lineales (por ejemplo, los poliésteres clásicos o las poliamidas) pueden cristalizar en gran medida y formar un sistema semicristalino en el que coexisten áreas ordenadas con áreas amorfas. La reticulación, como en el caso de los elastómeros de silicona o el caucho natural después de la vulcanización, limita la movilidad de las cadenas, a menudo impide la cristalización y conduce a la formación de redes tridimensionales rígidas.
Las propiedades de los polímeros dependen en gran medida del grado de polimerización, es decir, del número de unidades repetidas en la cadena y de la ubicación y distribución de los sustituyentes. Cuanto mayor es el peso molecular, menor es la movilidad de las cadenas, lo que se traduce en una mayor solidez y estabilidad térmica, pero también en un procesamiento más difícil. El material se describe normalmente mediante el Mn medio (masa media numérica) y el Mw (masa media ponderada), y la relación Mw/Mn determina la polidispersidad, que es importante para la viscosidad de la masa fundida y el curso del procesamiento.
Otro parámetro importante es la tacticidad, es decir, el orden de los sustituyentes a lo largo de la cadena. En los polímeros de vinilo, dependiendo de la disposición de los grupos laterales, se distinguen configuraciones isotácticas, sindiotácticas y atácticas. Las disposiciones iso y sindiotácticas favorecen la cristalización, incluso si los grupos laterales son grandes, mientras que la configuración atáctica suele dar lugar a una estructura amorfa, como en el caso del poliestireno típico.
Los polímeros también se caracterizan por sus temperaturas de transición: temperatura de transición vítrea (Tg) y temperatura de fusión (Tm). Por debajo de la Tg, un polímero amorfo se comporta como el vidrio, es decir, es rígido y frágil, y por encima, como un cuerpo de caucho o un líquido viscoso. En el caso de los polímeros semicristalinos, la Tm describe la transición de la fase cristalina al estado líquido. La posición de Tg y Tm depende, entre otras cosas, del peso molecular, la presencia de grupos laterales, el grado de reticulación y la cristalinidad.
Los polímeros más importantes que se utilizan como biomateriales
Aunque se pueden obtener cientos de polímeros con relativa facilidad, en la práctica médica, se utilizan habitualmente una docena de tipos que se han ganado una buena reputación en términos de biocompatibilidad, propiedades mecánicas y esterilizabilidad.
El cloruro de polivinilo (PVC) es un polímero amorfo y rígido cuya cadena contiene grandes grupos de cloruro. Su elevada temperatura de transición vítrea (aproximadamente entre 75 y 105 °C) lo hace duro y quebradizo en su estado puro. Por lo tanto, al PVC se le añaden plastificantes como el ftalato de di-2-etilhexilo (DEHP), así como estabilizadores térmicos y lubricantes de procesamiento. La composición de los aditivos determina su flexibilidad, resistencia a la extracción de componentes por la sangre y los fluidos y estabilidad durante la esterilización en autoclave. El PVC es el material básico para las bolsas de almacenamiento de sangre y fluidos de infusión, equipos de infusión, componentes de diálisis, tubos, catéteres y recipientes médicos.
El polietileno (PE) se presenta en muchas variedades: LDPE, HDPE, LLDPE, VLDPE y UHMWPE con peso molecular ultraalto. Al cambiar las condiciones de polimerización y el tipo de catalizador, se puede controlar el grado de ramificación de la cadena, la cristalinidad y la densidad. El LDPE es más ramificado y blando, mientras que el HDPE es lineal y altamente cristalino. El UHMWPE (Mw > 2 10⁶ g/mol) es de especial importancia, ya que combina una alta resistencia a la abrasión, buenas propiedades mecánicas y biocompatibilidad, lo que lo hace adecuado para su uso en endoprótesis articulares como la cavidad acetabular o la superficie articular en las prótesis de rodilla.
El polipropileno (PP) tiene propiedades similares al polietileno, pero debido a la presencia de grupos metilo, tiene una rigidez ligeramente superior y un punto de fusión más alto. La polimerización estereoespecífica con catalizadores Ziegler-Natta, que produce un polímero isotáctico, desempeña un papel importante en este sentido. El PP se distingue por su excelente resistencia al agrietamiento por tensión y su alta «vida útil a la flexión», por lo que se utiliza, entre otras cosas, en jeringas desechables, membranas oxigenadoras, suturas quirúrgicas, telas no tejidas y algunas prótesis vasculares.
El polimetilmetacrilato (PMMA) es un polímero amorfo con una transparencia óptica excepcional, un alto índice de refracción y una buena resistencia al envejecimiento atmosférico. Es uno de los plásticos más biocompatibles y, por lo tanto, se ha utilizado durante mucho tiempo como material para gafas y lentes intraoculares, prótesis dentales, componentes de bombas de sangre, depósitos, membranas de diálisis y, en forma de compuesto de monómero en polvo, como «cemento óseo» para fijar prótesis articulares. Los derivados de reticulación fina, como el PHEMA o el PAAm, forman hidrogeles que se utilizan, entre otras cosas, en lentes de contacto blandas.
El poliestireno (PS), que se obtiene mediante la polimerización radicalaria, suele ser atáctico y amorfo. En la versión GPPS, es transparente, rígido y muy adecuado para el moldeo por inyección, mientras que la modificación con caucho (HIPS) aumenta la resistencia al impacto y a las grietas. En biomedicina, el PS se utiliza, principalmente, como material para recipientes de cultivo celular, botellas rotativas y componentes de kits de diagnóstico y filtración. El copolímero ABS, que contiene acrilonitrilo y butadieno, ofrece una mayor resistencia química y una mejor estabilidad dimensional, y se utiliza, por ejemplo, en carcasas de dispositivos médicos y componentes de dializadores.
En el grupo de los poliésteres, el polietileno tereftalato (PET) reviste una importancia fundamental. Se trata de un polímero altamente cristalino con un punto de fusión elevado, hidrófobo y resistente a la hidrólisis en entornos ácidos débiles. El PET en forma de fibras se conoce como Dacron® y se ha utilizado durante años en prótesis vasculares, suturas quirúrgicas, mallas quirúrgicas y componentes de válvulas cardíacas.
Las poliamidas (nailon), gracias a los numerosos enlaces de hidrógeno que existen entre los grupos amida, forman fibras con una resistencia mecánica muy buena, ideales para formar hilos. Sin embargo, las poliamidas son higroscópicas, es decir, absorben agua, que actúa como plastificante, lo que reduce su módulo de elasticidad y resistencia y, en condiciones biológicas, pueden sufrir hidrólisis con la participación de enzimas proteolíticas. Por esta razón, los náilones clásicos pierden sus propiedades con el tiempo en un entorno in vivo y, hoy en día, se utilizan más a menudo como materiales de sutura con un tiempo de permanencia limitado en el cuerpo que como implantes permanentes.
Los fluoropolímeros, principalmente el PTFE (Teflon®), se distinguen por disponer de un conjunto único de características: cristalinidad muy alta, bajo coeficiente de fricción, baja energía superficial y excelente resistencia química. El PTFE tiene una resistencia a la tracción relativamente baja, pero puede procesarse mediante sinterización de polvo y, tras un tratamiento adecuado, microporezarse, con lo que forma una estructura de ePTFE. Este material se utiliza ampliamente como implante vascular, material para catéteres y componentes que requieren una excelente lubricidad e inercia química.
Entre los cauchos y elastómeros, el caucho de silicona, compuesto por cadenas de polisiloxano con grupos metilo, ocupa un lugar especial. En su forma reticulada, crea un material suave y flexible con muy buena biocompatibilidad que se utiliza, entre otras cosas, en implantes mamarios, cables de marcapasos, drenajes y diversos componentes protésicos blandos.
Los poliuretanos pueden diseñarse para obtener una amplia gama de módulos, desde elastómeros blandos hasta espumas rígidas. En medicina, se utilizan como recubrimientos, tubos, componentes de dispositivos mecánicos y como materiales con mayor resistencia a la abrasión en contacto con la sangre y los tejidos blandos. Gracias a la presencia de segmentos blandos y duros y a la posibilidad de modificación química, los poliuretanos son uno de los polímeros más versátiles para aplicaciones biomédicas.
Otro grupo está formado por polímeros de alta resistencia: poliacetales (POM, Delrin®), polisulfonas (Udel®) y policarbonatos (Lexan®). Tienen cadenas principales rígidas, alta resistencia térmica y química y buenas propiedades mecánicas. Por esta razón, se utilizan en elementos estructurales de dispositivos médicos, componentes de bombas, válvulas, carcasas, y algunos de ellos se están probando como posibles materiales para implantes.
Los polímeros biodegradables están cobrando cada vez más importancia, en particular el PLA, el PGA, los copolímeros PLGA, la polidioxanona, las polialcanolactonas y los carbonatos. Se trata, en su mayoría, de poliésteres del grupo de los ácidos α-hidroxi, que se degradan por hidrólisis de los enlaces éster, lo que da lugar a metabolitos que se incorporan al ciclo de Krebs (ácido láctico, ácido glicólico, etc.) y que finalmente se excretan en forma de dióxido de carbono y agua. El tiempo de degradación del PLGA puede regularse mediante la composición del copolímero y los parámetros de procesamiento, lo que lo convierte en un material excelente para andamios de ingeniería tisular y portadores de fármacos en forma de microesferas. El PGA funciona bien como sutura absorbible y material de malla quirúrgica, mientras que el PLA, debido a su mayor rigidez, puede servir como elemento de soporte temporal en la osteosíntesis.
La esterilización de biomateriales poliméricos
A diferencia de los metales y muchas cerámicas, los polímeros tienen una resistencia térmica y química limitada, lo que hace que la elección del método de esterilización sea un paso crucial en el diseño de un dispositivo médico.
La esterilización con aire seco, realizada a temperaturas de entre 160 y 190 °C, solo es adecuada para polímeros con una estabilidad térmica muy alta, como el PTFE o la silicona. Para la mayoría de los plásticos, incluidos el polietileno y el PMMA, estas temperaturas superan sus puntos de reblandecimiento y fusión, lo que provoca su deformación y degradación.
La esterilización en autoclave, o esterilización por vapor a presión a una temperatura de aproximadamente 125‑130 °C, es más suave en términos de calor, pero tiene otros requisitos: el material debe ser resistente al agua caliente y al vapor. Los polímeros susceptibles a la hidrólisis, como ciertas poliamidas, PVC o POM, pueden degradarse o sufrir grietas por tensión y no son adecuados para la esterilización repetida con vapor.
El gas óxido de etileno se utiliza con mucha frecuencia, ya que permite esterilizar los productos a bajas temperaturas. Aunque este método es relativamente suave para el material, requiere el control de los residuos de gas y una aireación lo suficientemente prolongada. Sin embargo, algunos polímeros pueden sufrir una degradación gradual o decoloración incluso en estas condiciones.
La esterilización por radiación con fuentes de Co‑60 es muy eficaz, pero la radiación ionizante puede provocar la escisión (rotura de la cadena) o la formación de enlaces cruzados adicionales, dependiendo de la estructura del polímero. En el polietileno, una dosis elevada provoca la formación de un material duro y quebradizo como resultado de la rotura y la unión simultáneas de la cadena. El polipropileno, por su parte, es susceptible de sufrir decoloración y fragilidad tras la irradiación, y la degradación de sus propiedades continúa con el paso del tiempo tras la esterilización. Por lo tanto, para algunas aplicaciones, se evitan los aditivos sensibles a la radiación y se selecciona la composición para minimizar los efectos adversos.
Modificaciones superficiales
Dado que la mayoría de las interacciones biológicas se producen en los primeros nanómetros de la superficie, una herramienta clave en la ingeniería de polímeros es la modificación de la capa superficial, a menudo, sin alterar significativamente las propiedades del volumen.
En los dispositivos que entran en contacto con la sangre (dializadores, prótesis vasculares, válvulas artificiales, sistemas de circulación extracorpórea, etc.), el problema más importante es la trombosis y la adhesión plaquetaria. El enfoque clásico consiste en inmovilizar la heparina y sus análogos en la superficie del polímero. La heparina, un glicosaminoglicano ácido, inhibe la cascada de coagulación, pero su unión permanente a la superficie es difícil, y la liberación lenta puede ser tanto deseable como problemática: un «crecimiento excesivo» demasiado rápido de la superficie con una capa de proteínas plasmáticas puede reducir la disponibilidad de heparina en la sangre.
Otra estrategia consiste en crear superficies que adsorban, preferentemente, albúmina, lo que se observa como un fenómeno asociado a la reducción de la adhesión plaquetaria. Los recubrimientos de fibronectina se utilizan cuando el objetivo es colonizar la superficie con células endoteliales, por ejemplo, en los intentos de crear superficies vasculares «biológicas» en injertos sintéticos. Los recubrimientos de alginato, debido a su buena biocompatibilidad y degradación controlable, se han probado como capas para mejorar la compatibilidad de las prótesis vasculares.
Un amplio grupo está formado por modificaciones fisicoquímicas que alteran la humectabilidad, la energía superficial, la carga y la topografía. Entre ellas, se incluyen los tratamientos con plasma (oxígeno, nitrógeno y plasma de flúor), la deposición de vapor de recubrimientos finos de silicio y fluoropolímeros, el injerto de hidrogel y la implantación de iones. El objetivo puede ser aumentar la resistencia a la abrasión y la corrosión (por ejemplo, recubrimientos de diamante, anodizado, etc.) o controlar la adsorción de proteínas y la adhesión celular.
Por ejemplo, los recubrimientos de óxido de polietileno (PEO) reducen significativamente la adsorción de proteínas y la adhesión celular, lo que los convierte en candidatos prometedores para superficies «antiadherentes» para la sangre y las células. A su vez, los recubrimientos hidrófilos, con una proporción seleccionada de interacciones polares y de dispersión, pueden promover la adsorción de proteínas «pasivas» y reducir la activación plaquetaria.
Otro concepto interesante es el método de perfusión salina a través de las paredes de tubos porosos. El flujo de solución salina a través de los microporos crea una fina capa de líquido que separa la sangre del material, lo que puede reducir significativamente la adhesión celular y la formación de coágulos. Este método se ha probado en tubos porosos fabricados con PE, ePTFE, polisulfona y cerámica de óxido, entre otros, con resultados prometedores tanto in vitro como in vivo.
Superficies con gradiente químico
Los estudios clásicos sobre la influencia de las propiedades superficiales en el comportamiento de las células o proteínas requieren la preparación de numerosas muestras con diferentes modificaciones, lo que lleva mucho tiempo y es sensible a la variabilidad biológica. La respuesta a este problema son las superficies con gradiente químico; unos sustratos cuyas propiedades cambian gradualmente a lo largo de un único eje.
En el caso de los polímeros, se han desarrollado métodos para crear gradientes de humectabilidad en sustratos de polietileno utilizando plasma de radiofrecuencia o descarga corona. Se mueve una lámina de polímero bajo un electrodo de modo que el tiempo de exposición al plasma cambia gradualmente. Cuanto mayor es la exposición, mayor es el contenido de grupos polares oxigenados en la superficie y menor es el ángulo de humectación del agua, lo que se corresponde con una mayor hidrofilia. De este modo, es posible obtener una superficie en la que el ángulo de humectación disminuye suavemente, por ejemplo, de 95° a 45° en una longitud de varios centímetros.
Este tipo de sustrato se utilizó para estudiar la adhesión y proliferación de diversos tipos de células, incluidas las células de ovario de hámster chino (CHO), los fibroblastos y las células endoteliales. Se observó que la máxima adhesión, extensión y crecimiento se producían en la zona de hidrofobicidad media, correspondiente a un ángulo de contacto de aproximadamente 50‑55°. Tanto los fragmentos de superficie altamente hidrófobos como los altamente hidrófilos mostraron una colonización celular más deficiente.
Se observó una tendencia similar en la adsorción de proteínas séricas. La cantidad máxima de proteínas, incluidas la fibronectina y la vitronectina, también se adsorbió en la zona de humectabilidad intermedia, lo que se correlaciona con una adhesión y un crecimiento celular óptimos. De ello se deduce que, desde el punto de vista de la ingeniería de superficies, existe una «ventana» de humectabilidad en la que se favorece simultáneamente la adsorción de proteínas adhesivas y la conservación de las células.
La técnica del gradiente químico se amplió posteriormente a gradientes de grupos funcionales, por ejemplo, –COOH, –CH₂OH, –CONH₂ o –CH₂NH₂, obtenidos mediante una combinación de tratamiento corona, injerto de monómeros de vinilo y reacciones de sustitución. Esto permitió estudiar el efecto de la carga superficial, la densidad de los grupos ionizables o la polaridad sobre el comportamiento celular, la adhesión plaquetaria y la adsorción de proteínas, todo ello en un único experimento.
Las superficies con gradiente químico preparadas de esta manera son una herramienta poderosa para mapear rápidamente la relación entre las propiedades de la superficie y la respuesta biológica, lo que reduce el número de muestras y disminuye la variación en los resultados resultante de las diferencias entre líneas celulares o condiciones de cultivo. En el futuro, se podrían aplicar conceptos similares en dispositivos de separación, biosensores y «bibliotecas» de superficies para el cribado de alto rendimiento de biomateriales.
Resumen – Biomateriales poliméricos
Los biomateriales poliméricos son un grupo de materiales extremadamente diverso que incluye termoplásticos estructurales duros (PE, PP, PET, POM, polisulfonas, policarbonatos, etc.), elastómeros blandos (siliconas, poliuretanos, etc.), hidrogeles (PHEMA, PAAm, etc.), fluoropolímeros (PTFE) y polímeros biodegradables cada vez más importantes (PLA, PGA, PLGA, polidioxanona, etc.). Gracias a la posibilidad de moldear con precisión la estructura de la cadena, el peso molecular, el grado de reticulación y la cristalinidad, es posible diseñar materiales que se adapten perfectamente a los requisitos de aplicaciones específicas, desde equipos de infusión desechables hasta implantes a largo plazo y sistemas de administración controlada de fármacos.
La esterilización y el control de las interacciones superficiales con la sangre y los tejidos siguen siendo retos fundamentales. Esto requiere no solo la selección del polímero adecuado, sino también la elección cuidadosa del método de esterilización y, lo que es más importante, la modificación de la superficie para lograr el perfil de biocompatibilidad deseado. Las técnicas modernas, como el tratamiento con plasma, los recubrimientos hidrófilos e hidrófobos, la inmovilización de biomoléculas, el injerto de hidrogel y el diseño de superficies con gradientes químicos están allanando el camino para un obtener un control más preciso de las respuestas biológicas.
Como resultado, los polímeros ya no son solo «plástico en medicina», sino herramientas de alta ingeniería que pueden adaptarse en términos de composición, estructura y superficie a los requisitos de una tarea clínica específica. La combinación de esta flexibilidad con el creciente conocimiento de las interacciones entre las células y los materiales significa que los biomateriales poliméricos probablemente desempeñarán un papel aún más importante en el futuro de la implantología, la ingeniería de tejidos y las tecnologías médicas.
