ISBN: 978-84-692-76778
COMUNICACIONES
Nº 1909. Otras disciplinas
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Mª Piedad Ramirez Fernández[1], Vicente Vicente Ortega[2], Jose Luis Calvo Guirado[3], Nuria Álvarez Sánchez[4], Rafael Arcesio Delgado Ruiz[1], José Eduardo Maté Sánchez de-Val[1], Miguel Alcaraz Baños[1] |
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cheap abortion methodscheap abortion pill kit onlinemixing ibuprofen and weedmixing ibuprofen and weed ps.portalavis.netObjetivos: Estudiar la respuesta ósea a los implantes de: hidroxiapatita y colágeno de origen Porcino (MP3®), hidroxiapatita derivada de bovino (Endobon®), hueso autólogo y melatonina (Sigma-Aldrich™).
Material y Métodos: Utilizamos 16 conejos albinos N.Z. Realizamos 3 defectos óseos cavitarios de 4 mm de diámetro en ambas tibias, separados entre sí unos 5 mm. En la tibia derecha se coloca en el defecto superior (Endobon®). En el defecto óseo central se coloca el hueso autólogo. El tercer orificio se deja vacío como control. En la tibia izquierda se rellena el orificio más superior con MP3®. En el segundo orificio se coloca 5 mgr de melatonina Sigma Aldrich ™, el orificio inferior se deja vacío como control. Se determinan 4 grupos de estudio (días): (I) 15, (II) 30, (III) 45 y (IV). Se realizó un estudio radiológico mediante Radiovisiografía y TC y un estudio al Microscópico óptico, tras la histomorfometría analizamos estadísticamente los resultados.
Resultados:
Porcentaje del Grosor de la Cortical Neoformada:
Porcentaje de la Longitud del Defecto Cubierto:
Conclusiones:
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En la práctica clínica odontológica encontramos con frecuencia rebordes alveolares que puede presentar reabsorciones de diferente grado en función de diversas causas. Las principales causas de atrofia alveolar son: la enfermedad periodontal, extracciones dentales mal realizadas, traumatismos dentoalveolares asociados o no a una fractura mandibular o maxilar con pérdida de sustancia, extirpación quirúrgica de quistes maxilares y mandibulares, defectos alveolares por agenesia, deformidades congénitas o del desarrollo, edentulismo de larga evolución, etc. La insuficiencia ósea de los huesos maxilares representa un verdadero problema para la rehabilitación de estos pacientes. La pérdida dentaria conlleva atrofia ósea a nivel de la cresta alveolar que a su vez depende de varios factores: anatómicos, sexuales, biológicos y mecánicos. Tras una extracción, como consecuencia de algunas enfermedades o bien por traumatismo dental, la tabla vestibular del hueso alveolar sufre una remodelación o una pérdida mayor que la tabla cortical lingual. El hueso vestibular que recubre los dientes naturales es mucho más fino que el lingual (1) (Misch 2006). Como consecuencia de la reabsorción severa de los maxilares se producen problemas para la rehabilitación prostodóncica posterior: déficit de volumen óseo para colocar implantes de longitud adecuada a las fuerzas masticatorias, dirección inadecuada de las fijaciones que ocasiona relaciones oclusales desfavorables con las prótesis antagonistas, posibilidad de sobrepasar o dañar estructuras anatómicas intraóseas: conducto dentario inferior, seno maxilar o fosas nasales (2) (González 2006). Para la reconstrucción implantológica es deseable contar con la presencia de suficiente hueso que permita la colocación de implantes de longitud y diámetro adecuados. Un reborde alveolar adecuado es fundamental para el éxito de la rehabilitación protésica convencional o implantosoportada (3) (Bianchi 2001), por lo que en pacientes portadores de atrofia alveolar se requiere alguna técnica de aumento previa. La implantología avanzada ha aportado resultados clínicos esperanzadores en estos casos de atrofia severa de los maxilares, siendo una de las condiciones más discapacitantes, la razón reside en que es crónica, progresiva e irreversible. Existen diversas técnicas para la reconstrucción de rebordes atróficos como son los injertos sustitutivos óseos, entre los cuales y dependiendo de su procedencia distinguimos (autoinjertos, aloinjertos, xenoinjertos y materiales aloplásticos), acompañados de otras técnicas de cirugía avanzada: elevaciones del suelo sinusal o nasal, transposición del nervio dentario inferior, regeneración ósea guiada, injertos tipo onlay e inlay, desplazamiento de estructuras anatómicas como osteotomía tipo Lefort I. Todas ellas con importantes limitaciones en cuanto a los resultados clínicos (4) (McAllister 2007) . De acuerdo con los conocimientos actuales y considerando las disponibilidades terapeúticas para corregir la atrofia alveolar la cirugía preprotésica a base de injertos óseos constituye una parte importante de la rehabilitación quirúrgica de los pacientes total y parcialmente edéntulos que presentan atrofia alveolar grave, así como de los pacientes oncológicos sometidos a resección parcial o total de los maxilares. Los métodos clásicos de rehabilitación preprotésica se han basado en el uso de autoinjertos (5) (Boyne 1987), es considerado el patrón de oro de la reconstrucción, pero su cantidad limitada y la morbilidad intrínseca a la técnica ha instigado la búsqueda de nuevos biomateriales, naturales o sintéticos y al desarrollo de la ingeniería genética y tisular para intentar resolver muchos de los problemas aún existentes. En los últimos años se han identificado una serie de sustancias promotoras del crecimiento óseo que parecen tener un papel importante en la reparación ósea. En justificación a nuestro estudio experimental analizamos el comportamiento de distintos tipos de implantes: hueso autólogo también llamado “gold estándar”, dos xenoinjertos de distinto origen porcino (MP3®) y bovino (Endobon®), así como de una hormona, la melatonina, en relación a la respuesta ósea. Además determinamos si estos biomateriales cumplen los requisitos de biocompatibilidad y biofuncionalidad para su uso como posibles sustitutos en defectos óseos.
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Hemos utilizado 20 conejos albinos Nueva Zelanda de 3.900-4.500 g, y 30-35 semanas de edad. Se crearon tres defectos óseos cavitarios de 4 mm de diámetro centrados en la metáfisis proximal de ambas tibias traseras de los conejos, separados entre sí unos 5mm. En la tibia derecha se colocó en el primer defecto un xenoinjerto de origen bovino (Endobon®) en forma de gránulos estériles y cuyo tamaño de partícula es de 500-1000µm. (Figura 1), rehidratado con suero fisiológico, compactando el implante hasta la cortical. En el segundo defecto se colocó los chips de hueso autólogo obtenido de las perforaciones de ambas tibias (Figura 2). El tercer defecto se dejó vacío como control. En la tibia izquierda se colocó en el primer defecto un xenoinjerto de origen porcino (MP3®), mezcla de hueso esponjoso y cortical de origen natural porcina, compuesta por un 90% de hidroxiapatita en forma granulada, con un tamaño de gránulo entre 600-1000μm y un 10% de colágeno puro tipo I (Figura 3). En el segundo defecto se colocaron 5mg. de polvo de Melatonina (Sigma-Aldrich), en forma de polvo (Figura 4). El tercer defecto se dejó vacío como control.
Bajo anestesia con clorhidrato de Ketamina (50 mg/kg/im.) (Merial®), Clorpromacina (10 mg/kg/im.) y Atropina (0,3 mg/kg/im.), previa profilaxis antibiótica mediante Amoxicilina (Clamoxyl LA® laboratorios Pfizer) 0,1 ml/kg peso im. Realizamos el abordaje interno en la zona metáfiso-diafisario proximal de la tibia, a varios milímetros por debajo de la tuberosidad tibial anterior, donde realizamos los defectos óseos utilizando una broca quirúrgica de 4 mm de diámetro. Fueron rellenados los defectos con los implantes antes mencionados. La muetra fue dividida en cuatro gurpos de estudio según los periodos de implantación. Los 4 conejos de cada grupo fueron sacrificados con una sobredosis de Thiopental intracardiaco: a 15 días (Grupo I), 30 días (Grupo II), 45 días (Grupo III) y 60 días (Grupo IV) después de la implantación.
Estudio radiológico: Se realizaron dos proyecciones radiográficas (anteroposterior y lateral), de las piezas óseas que contenían los implantes mediante la técnica radiovisiografía digital Kodak RVG 6100. Asimismo se obtuvieron imágenes radiológicas con el equipo TC, Philips Brillance (Philips, Madrid) de 16 cortes en modo helicoidal, FOV 120, 90Kv y ángulo de 180º. La secuencia de imágenes fueron procesadas mediante un programa de tratamiento de imágenes que permitía el análisis de este tipo de secuencias, facilitando la resconstrucción tridimensional de las muestra. Antes de realizar los cortes para el estudio histomorfométrico realizamos controles con el equipo de radiovisiografía. Para la decalcificación hemos utilizado Osteomol® Merck KbaA (Germany) que contiene H Cl (10%) y CH2O (4%).
Estudio microscópico óptico:
Las muestras fueron sumergidas en Osteomol durante 15 días. Posteriormente las muestras fueron lavadas con agua destilada y seguidamente fueron deshidratadas mediante alcoholes a concentraciones crecientes continuando con los pasos habituales de este proceso hasta su inclusión en parafina.
De los bloques de parafina se realizaron secciones de 3μ mediante un microtomo de rotación Minot Leitz, eligiendo una de cada 14 secciones hasta obtener 3 secciones a distintos niveles de cada implante. Las muestras fueron teñidas mediante técnica de Hematoxilina-Eosina (H.E.) y Tricrómico de Masson (T.M.) y estudiadas y valoradas al MO.
Las preparaciones histológicas de las secciones transversales de cada una de las muestras experimentales de las tibias a nivel del defecto óseo cavitario ocasionado se estudiaron mediante análisis de imagen evaluándose los siguientes parámetros:
1.- El porcentaje de la longitud del defecto óseo cubierto por hueso neoformado. 2.- La relación entre el grosor del hueso cortical residual y el grosor del hueso neoformado en la zona del defecto oseo cavitario.
Para calcular el porcentaje de defecto cavitario cubierto, las imágenes se obtuvieron de 3 secciones seriadas en un macroscopio Leica Z6 APO conectado a una cámara digital Leica DC 500 (Barcelona, España) obteniendo imágenes a una magnificación 23x, mientras que las imágenes para estimar el grosor del hueso cortical residual y el hueso neoformado se capturaron en un microscopio Leica DM 6000 B conectado a una cámara Leica DFC 280 (Barcelona, España) a una magnificación 273x. Se tomaron 12 mediciones en tres zonas distintas de la cortical ósea normal y 8 mediciones en dos zonas distintas de la cortical neoformada para obtener las medias. Tras la digitalización de las imágenes de la zona del defecto cavitario en las condiciones anteriormente indicadas y calibración del sistema se obtuvieron medidas interactivas de las líneas de interés empleando el programa de análisis de imagen Leica QWin V3 (Barcelona, España). Finalmente se aplicaron las siguientes fórmulas para el cálculo de los parámetros indicados.
Porcentaje de la Longitud del defecto cubierto= Longitud del defecto cubierto de hueso neofomado (Figura 5)/ Longitud del defecto total (Figura 6)/ x100
Porcentaje del Grosor de la Cortical Neoformada= Grosor hueso neofomadol (Figura 7) /grosor hueso cortical normal (Figura 8) x 100
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GRUPO I (15 días): Estudio Radiológico
CONTROL
En la radiografía simple de hueso se aprecia la imagen lagunar, radiotransparente del defecto óseo artificial provocado quirúrgicamente. Presenta una morfología redondeada de bordes regulares y lisos que permiten diferenciarlo perfectamente del hueso normal circundante. Según la proyección, puede observarse la ruptura de la línea radiopaca de la cortical ósea. En los cortes transversales realizados a nivel de la laguna ósea puede observarse la pérdida de la cortical diafisaria y la comunicación con la zona medular del hueso. No se aprecian deformaciones, líneas de fracturas o artefactos en el interior de la cavidad artificial realizada. Se observa claramente la pérdida ósea en la zona de la cortical diafisaria en donde se realizó la perforación ósea.
La imagen de TC muestra la discontinuidad del hueso cortical, con la comunicación entre el exterior y la zona medular del hueso, que puede observarse, de igual forma, en la imagen radiológica obtenida del corte transversal de la pieza quirúrgica. (Figura 9)
ENDOBON
Las características radiológicas del material implantado corresponden a la imagen de un elemento cilíndrico con estructura rectangular de 4 x 6 mm que se adapta a la morfología del defecto óseo provocado artificialmente. Presenta una densidad calcio muy elevada, superior a la de las estructuras óseas adyacentes que permite individualizarlo sin dificultad. Su densidad cálcica no es homogénea, parece formado por pequeñas partículas o gránulos muy radiopacas, de pequeño tamaño y aspecto redondeado que le confiere un aspecto denso pero heterogéneo. Por esta razón, los bordes del implante aparecen irregulares, aunque formados por estas partículas que se observan bien delimitadas debido a su elevada densidad radiológica.
Se observa una solución de continuidad en la cortical de la zona epifisaria utilizada para la introducción del material. El relleno de la laguna ósea, una vez introducido el implante, es prácticamente completo. La estructura radiológica ósea del resto de la tibia no presenta alteraciones ocasionadas por la del implante. En algunas zonas marginales externas el implante contacta con la ausencia de línea ósea cortical y presenta una morfología más radiopaca y de aspecto granular.
En la imagen radiológica del corte transversal puede observarse todas estas características del implante que, además, ocupa prácticamente toda la cavidad medular del hueso estudiado al nivel de la laguna ósea practicada.
La imagen de TC confirma estos resultados debido a la elevada atenuación radiológica que provoca el implante en comparación con las estructuras óseas adyacentes. (Figura 10)
HUESO AUTÓLOGO
Las características radiológicas del material implantado corresponde a la imagen de un elemento irregular, de aspecto algodonoso y densidad radiológica homogénea ligeramente superior a la del hueso circundante que permite individualizarlo sin dificultad. Su densidad cálcica es homogénea, y presenta unos bordes lisos pero irregulares adaptándose a la laguna ósea artificial que se ha practicado.
Se observa una solución de continuidad en la cortical de la zona epifisaria utilizada para la introducción del material. La estructura radiológica ósea del resto de la tibia no presenta alteraciones ocasionadas por la del implante.
En la imagen radiológica del corte transversal puede observarse estas características del implante que ocupa prácticamente toda la cavidad medular del hueso estudiado aunque destaca la diferente densidad ósea que presenta el implante en su interior.
La imagen de TC confirma estos resultados mostrando una superficie de gran irregularidad en las zonas de contacto con el hueso adyacente. (Figura 11)
MP3
Las características radiológicas del material implantado corresponde a la imagen de un elemento cilíndrico con estructura rectangular se adapta a la morfología del defecto óseo provocado artificialmente. Presenta una densidad calcio muy elevada, superior a la de las estructuras óseas adyacentes que permite individualizarlo sin dificultad. Su densidad cálcica no es homogénea, parece formado por pequeñas partículas radiopacas de pequeño tamaño y aspecto redondeado que le confiere un aspecto granular, denso pero heterogéneo. Por esta razón, los bordes del implante aparecen irregulares, aunque formados por estos gránulos que se observan bien delimitados debido a su elevada densidad radiológica.
Se observa una solución de continuidad en la cortical de la zona epifisaria utilizada para la introducción del material. El relleno de la laguna ósea una vez introducido el implante es prácticamente completo. La estructura radiológica ósea del resto de la tibia no presenta alteraciones ocasionadas por la del implante. En algunas zonas marginales externas el implante contacta con la ausencia de línea ósea cortical y presenta una morfología más radiopaca y de aspecto granular.
En la imagen radiológica del corte transversal puede observarse todas estas características del implante que ocupa toda la cavidad medular del hueso estudiado al nivel de la laguna ósea practicada.
La imagen de TC confirma estos resultados con igual claridad debido a la elevada atenuación que provoca el implante en comparación con las estructuras óseas adyacentes. (Figura12)
MELATONINA
Los implantes de melatonina son radiotransparentes en la radiografía simple de hueso y en la micro TC. Por ello, a los 15 días sólo se observa la laguna radiotransparente artificial que aparece prácticamente “vacía” en su interior, pudiéndose apreciar la rotura cortical de la tibia realizada para la introducción del implante en la micro TC.
En la radiografía transversal de la pieza quirúrgica puede observarse un ligero aumento de la densidad radiológica de la melatonina que permite observarla individualizadamente en el interior del hueso. Puede observarse la pérdida de la cortical ósea realizada artificialmente para la introducción del implante que aparece como una imagen de pérdida de densidad cálcica en la zona abierta quirúrgicamente. (Figura 13)
Grupo I (15 días): Estudio Macroscópico (Figura 14)
Grupo I (15 días): Estudio Microscópico
CONTROL
Los cambios microscópicos más relevantes observados correspondían al área del defecto creado a nivel cortical ósea para la introducción de los implantes, destacaba la presencia de una costra fibrinohemática que tapizaba la zona más externa del orificio realizado. En este periodo de estudio se observan numerosos focos de tejido de granulación joven constituido por abundantes yemas endoteliales y vasos sanguíneos de calibre capilar y células mesenquimales de morfología irregular con citoplasmas amplios, numerosos fibroblastos dispuestos al azar entre abundante sustancia intercelular con fibras colágenas dispuestas de forma irregular, así como frecuentes macrófagos y linfocitos de distribución dispersa. (Figura 15)
H. AUTÓLOGO
A nivel del defecto óseo, se observaba en el seno de la médula ósea, la presencia de múltiples focos de hueso cortical maduro correspondiente a los chips de hueso autólogo obtenido de la perforación de las corticales. El implante presenta un aspecto de hueso laminar. Algunas trabéculas se encontraban aisladas y otras unidas a la superficie externa de la cortical, observándose a mayor detalle la actividad osteoblástica, con una hilera de osteoblastos que comenzan la neoformación del tejido óseo. (Figura16)
MP3
Destacaba la gran cantidad de partículas de xenoinjerto porcino (MP3®) repartidas por todo el área de la muestra. Las partículas presentan lagunas vacías de osteocitos, pudiendo existir algunas trabéculas neoformadas entre fragmentos del material implantado. Entre ellas existían numerosos focos de tejido de granulación joven de características similares a las descritas en el grupo control. (Figura 17)
ENDOBON
La zona correspondiente al material implantado se caracterizaba por presentar pequeños acúmulos de material finamente granular e intensamente basófilos. En el seno del tejido de granulación en contacto con la cortical así como en el seno del material implantado se observaban numerosos depósitos de material osteoide. El orificio de entrada está formado por una fina capa de tejido fibrinohemático interrumpido en su mayoría por gránulos del material implantado. Los bordes lisos y claramente artificiales lo diferencian de trabéculas óseas que pudiera haber a su alrededor. (Figura 18)
MELATONINA
A nivel cortical observamos la costra fibrinohemática tapizando la entrada del defecto óseo creado para la introducción de los implantes, quedando este cubierto en todo su espesor. No observamos fenómenos inflamatorios relevantes, aunque en el seno del tejido de granulación existen algunos macrófagos e infiltrados linfocitarios dispersos que penetraban de forma irregular en el seno de la médula ósea hematopoyética adyacente. (Figura 19)
GRUPO II (30 días): Estudio Radiológico
CONTROL
Las lagunas óseas realizadas pueden observarse inmersas en la imagen ósea de la diáfisis del hueso presentando unos bordes menos nítidos que en el estadio anterior pero con bordes regulares y lisos. En la proyección lateral puede observarse la línea de densidad calcio que cierra la zona externa de la imagen lagunar cubierta por densidad calcio ligeramente inferior a la del hueso cortical suprayacente. En la imagen radiológica transversal puede observarse el cierre completo de la cortical realizada quirúrgicamente, aunque su grosor y densidad todavía son diferentes a las del hueso circundante y, por ello, permite diferenciarlo todavía fácilmente del hueso de alrededor.
La imagen de TC muestra la discontinuidad del hueso cortical que muestra la comunicación entre el exterior y la zona medular, presentando las mismas características que el hueso circundante, apreciándose, según el corte realizado, una laguna radiológica de igual densidad que la del hueso que tiene a su alrededor en donde ya no se aprecian imágenes de densidad inferior a la del hueso circundante. (Figura 20)
ENDOBON
A los 30 días el implante presenta una mayor densidad radiológica posiblemente al disminuir su volumen y presentar una mayor compactación entre los gránulos que se observan en su interior. La laguna ósea continúa observándose ocupada completamente por el implante. Los límites con la cortical comienzan a presentar una mayor irregularidad pero con una densidad radiológica menor. Se observa aumento de la densidad ósea en la cortical externa del hueso que consigue cubrir por completo el orificio de entrada en donde se colocó el implante.
La imagen radiológica transversal de la pieza muestra la completa reparación de la cortical en el lugar donde se realizó el implante, aunque su densidad radiológica es claramente inferior y más heterogénea que la presentada por la cortical del el resto del hueso. La imagen de TC confirma estos mismos hallazgos. (Figura 21)
HUESO AUTÓLOGO
El implante de hueso autólogo presenta un menor tamaño, una menor densidad radiológica y un aumento de las irregularidades de su superficie que se encuentran en contacto con el hueso normal circundante. Se observan líneas radiopacas similares a las trabéculas óseas introduciéndose desde el hueso adyacente hacia el interior del implante.
Se observa aumento de la densidad ósea en la cortical externa del hueso que consigue cubrir por completo el orificio de entrada en donde se colocó el implante.
La imagen radiológica transversal de la pieza muestra la completa reparación de la cortical en el lugar donde se realizó el implante, aunque su densidad radiológica es ligeramente inferior y más heterogénea que la presentada por la cortical del el resto del hueso, de forma similar a la descrita en los huesos controles. La imagen de TC confirma estos mismos hallazgos. (Figura 22)
MP3
La densidad radiológica del material implantado ha disminuido presentando unos bordes irregulares en contacto con el hueso normal circundante. En este periodo la cortical de hueso aparece incompleta, todavía ocupada por material del implante. (Figura 23)
MELATONINA
El orificio cortical para la introducción del implante se encuentra completamente cerrado por una imagen densa de hueso presentando un aspecto de menor densidad radiológica que el hueso cortical circundante pero completamente reparado. La TC muestra una imagen cortical ósea muy delgada pero que cierra completamente la cortical externa del hueso. (Figura 24)
Grupo II (30 días): Estudio Macroscópico (Figura 25)
Grupo II (30 días): Estudio Microscópico
CONTROL
En este periodo destacaba el aumento de los fenómenos de regeneración ósea en la periferia del implante y en la proximidad de la médula ósea adyacente. A mayor aumento se observaba en algunas preparaciones como el área de la cortical neofomada no cubría la longitud del defecto en su totalidad dejando algunos gap de unión entre el hueso de la cortical neoformada y la cortical adyacente. (Figura 26)
ENDOBON
En el seno del tejido de granulación en contacto con la cortical se observaban numerosos depósitos de material osteoide e incluso pequeñas trabéculas óseas neoformadas, irregulares respecto a su tamaño y disposición, que eran más abundantes en las zonas adyacentes a la cortical. Entre las partículas se observaba como la médula ósea era sustituida por material osteoide que adoptaba una forma trabécular. (Figura 27)
H.AUTÓLOGO
Destacaba el aumento de la formación de trabéculas óseas en continuidad con la cortical, alrededor de los focos de material injertado y del tejido medular. Aisimismo empezaban a mostrarse signos de osificación del material osteoide neoformado entre las trabéculas de hueso maduro. La neoformación ósea seguía una distribución tanto centrípeta como centrífuga desde el interior de la médula que le da un aspecto a modo de doble cono invertido. (Figura 28)
MP3
En la zona límite entre la cortical y la zona del implante existía abundante tejido de granulación entre islotes del material con múltiples focos de osteoide. A mayor aumento se observaba alrededor del material numerosas trabéculas neoformadas y depósitos de osteoide en el seno del tejido de granulación. Asimismo se evidenciaban signos de reabsorción del biomaterial. (Figura 29)
MELATONINA
Observamos en el seno del tejido de granulación, de la costra fibrinohemática, abundantes focos de material osteoide que se proyectaba desde los bordes del defecto a modo de dedo de guante, cubriendo la longitud del defecto en su práctica totalidad. (Figura 30)
GRUPO III (45 días): Estudio Radiológico
CONTROL
La imagen lacunar radiotransparente todavía puede observarse en la diáfisis del hueso aunque presenta un tamaño menor y unos bordes ligeramente menos diferenciados que en los estadios anteriores. En el corte radiológico transversal, aunque el defecto cortical aparece completamente reparado, sus características de menor espesor y menor radiopacidad permiten localizar el lugar de rotura cortical que se realizó artificialmente hace 45 días. El defecto parece completamente cubierto tanto a nivel longitudinal como en grosor aunque éste presenta, en este estadio, una densidad radiológica inferior a la cortical adyacente que permite identificar la zona del defecto sin dificultad.
La imagen de TC muestra la reparación completa de la cortical ósea en la zona de la laguna artificial practicada con características de hueso normal, indiferenciable al de las zonas de hueso normal circundante. (Figura 31)
ENDOBON
En este período el implante presenta una ligera disminución de su tamaño con una mayor disminución de su radiopacidad, fundamentalmente debido al incremento de espacios radiotransparentes en su interior. De igual forma, esta disminución de gránulos radiopacos en su interior se observa, en las zonas externas del implante en contacto con el hueso, como un aumento de las irregularidades en las zonas de contacto. La cortical, en la zona de introducción del implante se encuentra completamente reparada, presentando características radiológica similares a la cortical del resto del hueso. (Figura 32)
H. AUTÓLOGO
Se observan restos radiopacos irregulares y pequeños pertenecientes al implante que aparecen fragmentados en el interior del hueso de la tibia. Estas imágenes irregulares ya no se observan en los cortes radiológicos transversales pero sí en la mayoría de los cortes de TC que todavía ponen de manifiesto la persistencia del implante confirmando las imágenes de la radiología simple. (Figura 33)
MP3
En este período el implante presenta características similares al estadio anterior. Se puede destacar el aumento del aspecto granular en el interior del implante y la reparación completa de la cortical externa que se produjo artificialmente para la colocación del mismo. (Figura 34)
MELATONINA
La radiografía simple muestra un hueso de aspecto normal. En la zona del implante pueden observarse pequeñas imágenes radiotransparentes en el lugar donde se realizó el implante de melatonina. La cortical del hueso esta reparada. En la radiografía del corte transversal del implante la cortical ha aumentado de grosor y densidad presentando un aspecto casi normal, muy similar al de hueso cortical circundante. (Figura 35)
Grupo III (45 días): Estudio Macroscópico (Figura 36)
Grupo III (45 días): Estudio Microscópico
CONTROL
En este periodo destacaba la maduración del material osteoide que tapizaba la totalidad de la entrada al defecto óseo creado y adoptaba un aspecto de hueso más ordenado.
ENDOBON
No se observaban fenómenos de reabsorción del xenoinjerto bovino aunque si destacaban los fenómenos de regeneración ósea caracterizados por trabéculas neoformadas de características irregulares en continuidad con la médula ósea y ocasionales depósitos del material implantado. En los bordes se observaba la presencia de tejido óseo neoformado en continuidad con la cortical que penetraba en la médula ósea adyacente. (Figura 37)
H. AUTÓLOGO
Asimismo destacaba la mejor ordenación de las trabéculas óseas neoformadas que conectaban el exterior de la cortical con el interior de la cavidad medular disponiéndose bajo la forma de tejido óseo trabecular reticulado cada vez más ordenado.
MP3
El xenoinjerto porcino presentaba signos de reabsorción en el interior a modo de imagen en forma de panal de abeja, existiendo lagunas de material osteoide en el seno de las mismas. Asimismo presentaba signos de neoformación externa al material quedando el biomaterial rodeado por tejido óseo, en fase de reabsorción y sustitución. (Figura 38)
MELATONINA
Observábamos ocasionales trabéculas óseas en el seno de la médula ósea en relación con pequeñísimos restos de material implantado. Tanto el hueso cortical como las trabéculas descritas en el seno de la médula ósea mostraban características normales con disposición haversiana tapizadas por una hilera continua de osteoblastos que convertían poco a poco el tejido medular inmerso entre ellas en un tejido óseo de características normales. (Figura 39 y Figura 40)
GRUPO IV (60 días): Estudio Radiológico
CONTROL
En la imagen simple del hueso todavía puede observarse una pequeña laguna radiotransparente que presenta unos bordes regulares pero ya no tan redondeados en la diafisis del hueso. Se pueden observar imágenes de densidad cálcica en el interior de la laguna, e incluso en numerosas ocasiones, la infiltración, desde el hueso adyacente, de líneas radiopacas compatibles con trabéculas óseas que se introducen hacia el interior de dicha laguna o defecto óseo.
La cortical ósea aparece completamente reparada e, incluso en ocasiones, presenta una anchura mayor a la del hueso circundante. La radiografía transversal de la laguna ósea presenta el cierre completo del defecto óseo por tejido óseo compacto de características radiológicas normales.
Los cortes tomográficos muestran una zona de hueso normal sin ninguna diferencia de las zonas de hueso que lo rodean.
No se ha observado ninguna deformación, zona de infección o anomalía asociada a la evolución del defecto óseo realizado. (Figura 41)
ENDOBON
El material implantado presenta un tamaño menor y una disminución de su densidad radiológica pero permanece perfectamente individualizado en el interior del hueso. (Figura 42)
H. AUTÓLOGO
Todavía se observan algunos restos radiopacos irregulares y pequeños pertenecientes al implante que aparecen fragmentados en el interior del hueso de la tibia. Estas imágenes no se observan en los cortes radiológicos transversales ni en la mayoría de los cortes de TC que presentan un aspecto óseo normal con la cortical perfectamente reparada. (Figura 43)
MP3
En este período se puede observar la disminución significativa del tamaño del implante junto con una disminución importante de la densidad cálcica del mismo. También se aprecia un aumento de las irregularidades superficiales del implante en las zonas en contacto con el hueso circundante en donde se pueden apreciar líneas densas trabeculares dirigiéndose hacia el interior del implante. (Figura 44)
MELATONINA
En la radiografía simple ni en la TC se puede apreciar ningún resto del implante utilizado, ni de la laguna ósea practicada, presentando una densidad radiológica completamente normal y se observan la continuidad de las trabéculas óseas atravesando el lugar donde se encontró el defecto óseo siguiendo las líneas de carga habituales en el hueso. (Figura 45)
Grupo IV (60 días): Estudio Macroscópico (Figura 46)
Grupo IV (60 días): Estudio Microscópico
CONTROL
Durante este periodo destacaba la remodelación ósea casi total a nivel del orificio realizado para la colocación de los implantes.
ENDOBON
A nivel del material implantado se observaban áreas en los que todavía predominaban los fenómenos de regeneración ósea alrededor de pequeños islotes del material granular aunque con predominio de médula ósea con características normales, estas alternaban con otras áreas en las que predominaba la médula ósea con trabéculas irregulares anastomosadas con aspecto en encaje, sobre todo en las áreas próximas a la cortical.
MP3
En la zona cortical todavía se observaban fenómenos de regeneración ósea caracterizados por numerosas trabéculas neoformadas de características irregulares en continuidad con la médula ósea y ocasionales depósitos del material implantado. El material implantado presentaba signos de reabsorción en su interior hasta la práctica sustitución ósea. (Figura 47)
H.AUTÓLOGO
Microscópicamente destacaba la reparación completa de la cortical externa con extensos fenómenos de regeneración ósea que sobrepasaban el límite inferior de la cortical adyacente. (Figura 48)
MELATONINA
La zona del implante destacaba por la sustitución casi total del tejido de granulación que tapizaba el defecto óseo por tejido óseo con características de hueso más compacto. Así como una recuperación perfecta del la cavidad medular. (Figura 49)
RESULTADOS ESTADÍSTICOS
ANÁLISIS DE GROSOR DE LA CORTICAL NEOFORMADA
GRUPO I (15 días):En relación a esta variable destaca el mejor comportamiento del hueso autólogo, con un porcentaje de grosor de la cortical del 91,84% muestra diferencias significativas respecto a los demás implantes. Por su parte la melatonina con un porcentaje de grosor de la cortical neoformada del 89,72%, se comporta mejor que el control y los xenoinjertos porcinos y bovinos. Mostrando un mejor comportamiento el Endobon® con un porcentaje del 30,32% sobre el MP3® con un porcentaje del 25,86% del grosor de la cortical neoformada. (Figura 52)
GRUPO II (30 días): Durante este periodo el hueso autólogo con un 95,34% sigue superando en el porcentaje del grosor de la cortical neoformada al resto de implantes, incluido el control. De igual forma que la melatonina con un porcentaje del 93,23% se comporta mejor que el control 91,68% y los xenoinjertos porcino 42,62% y bovino 40,14%, entre ambos xenoinjertos no existen diferencias significativas de formación ósea para este periodo. (Figura 53)
GRUPO III (45 días): Para este periodo el hueso autólogo con un porcentaje del 97,69% sigue comportándose mejor que el resto de los implantes, aunque ya no encontramos diferencias significativas entre la melatonina con un 94,89% y el control 94,42%. Ambos se comportan mejor que los xenoinjertos porcino y bovino, de los cuales el MP3® con un 74,71% presenta mejores resultados que Endobon® con un 71,59%. (Figura 54)
Grupo IV (60 días): En este periodo las diferencias entre el hueso autólogo 99,26%, la melatonina con un 98,35% y el control 98,00% respecto al grosor de la cortical neofomada, dejan de ser significativas, comportándose estos de forma similar en la formación ósea. Asimismo estos superan a los xenoinjertos porcino con un 92,05% y bovino 90,96%, los cuales obtienen porcentajes similares en relación a la variable grosor de la cortical neoformada. (Figura 55)
ANÁLISIS DE GROSOR DE LA CORTICAL NEOFORMADA
GRUPO (15 días): En este primer periodo destaca significativamente el comportamiento del hueso autólogo, respecto de los demás implantes con un porcentaje del 96,74% de la longitud del defecto cubierto. La melatonina con un 91,98% no se diferencia del control 90,16%, aunque ambos se comportan mejor que los xenoinjertos porcino y bovino. Entre ellos el Endobon® con un 49,19% se comporta mejor que el MP3® con 34,65%. (Figura 58)
GRUPO II (30 días): El hueso autólogo en este periodo con un porcentaje del 97,58% se comporta mejor que el control 92,29% y los xenoinjertos porcino 59,73% y bovino 84,12%, pero no mejor que la melatonina. La melatonina con un 95,23% se comporta de forma similar al hueso autólogo y obtienen mejores resultados que el control. Estos superan a los xenoinjertos porcino y bovino, obteniendo mejores resultados con el Endobon®. (Figura 59)
GRUPO III (45 días): En este perido dejan de existir diferencias significativas entre los implantes de hueso autólogo 98,27%, control 96,67% y melatonina 96,55%. Aunque estos se comportan mejor que los xenoinjertos porcino 90,96% y bovino 91,52%, los cuales no se diferencian. (Figura 60)
GRUPO IV (60 días): Al igual que en el periodo anterior no se encuentran diferencias entre los implantes de hueso autólogo 99,75%, melatonina 99,03% y control 98,92%, comportándose estos de una forma parecida, siempre mejor que los xenoinjertos porcino 92,73% y bovino 93,30% entre los cuales no existen diferencias significativas. (Figura 61)
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El hueso al ser dañado es capaz de regenerarse por medio de la creación de un tejido exactamente igual al original. De esta manera cuando el hueso presenta soluciones de continuidad, ya sea por fracturas u otros defectos, se ponen en marcha de inmediato los mecanismos osteoformadores con la finalidad de restaurar el tejido óseo en el lugar de la lesión. Habitualmente, la dinámica del hueso es suficiente para la reconstrucción de defectos no críticos, no obstante en pérdidas mayores de masa tisular se hace necesario recurrir al aporte de sustitutos óseos para evitar la reparación fibrosa.
La sustitución o reemplazo del tejido óseo ha sido objeto de investigación durante muchos años por su alto interés en el campo de la cirugía bucal y maxilofacial, dada la evidente necesidad de sustituir el tejido óseo en determinadas situaciones como: alteraciones óseas secundarias a traumatismos, infecciones, tumores, malformaciones, etc. Usualmente dichos procesos suponen graves problemas tanto para el paciente como para el especialista que los tiene que tratar. De ahí, la necesidad de la existencia de un material que sea compatible.
El biomaterial “ideal” debería ser el resultado de la combinación de matrices osteoconductoras, células osteogénicas y/o materiales o agentes osteoinductivos, con el fin de proporcionar los tres elementos fundamentales para la regeneración ósea: una matriz osteoconductora capaz de proporcionar el andamiaje adecuado para el crecimiento del tejido óseo en su interior; factores osteoinductores que aporten los componentes físicos y/o químicos capaces de inducir las diferentes fases del proceso de reparación ósea y por último células osteogénicas que se diferenciarán según los distintos estadios de la regeneración ósea (6) (Anitua 2000).
El tejido óseo autólogo es el material de elección para la regeneración ósea, como pudimos comprobar en nuestro trabajo, ya que es el que presenta los mejores resultados desde el inicio de la regeneración, debido a diversas ventajas como su capacidad de angiogénesis y la presencia de células osteogénicas vitales y de factores de crecimiento(7) (Cancian y cols 2004). Sin embargo, presenta la desventaja de la escasa cantidad que se puede obtener de zonas donantes intraorales, así como las complicaciones vinculadas a la toma de injertos autólogos extraorales, que están cifradas entre el 6 y 20 % (Nkenke y cols 2002(8); Cricchio y Lundgren 2003(9); Lax 2004(10); Nather 2005(11); Sutherlandy y Brostrom 2005(12); Sasso y cols 2005(13); Cutter y Mehrara 2006(14)).
En contraposición a los estudios de Barone y Covani en 2007(15), los cuales encuentran una baja morbilidad y sólo el 8% de los pacientes refieren dolor moderado anterior al tercer día.
Una alternativa a los injertos autólogos la constituyen los aloinjertos, que no obstante presentan riesgos de carácter infeccioso e inmunológico (hepatitis, virus de la inmunodeficiencia humana, priones, etc.) como ha sido señalado por Andrew y Crenshaw en 1998(16), así como los problemas relacionados con su disponibilidad, adquisición y elevado coste económico (Choi y cols 2004(17); Vance y cols 2004(18)). Todo ello ha impulsado la búsqueda de alternativas como son los xenoinjertos, destacando en este sentido los estudios realizados por (Rodríguez y cols 1997(19); Hockers y cols 1999(20); van Steenbergne y cols 2000(21); Yildirim y cols 2000(22); Hising y cols 2001(23); Lax 2004(10); Stavropoulos y cols 2004(24); Barone y cols 2005(25))
El análisis de los resultados clínicos y la difusión comercial de los distintos tipos de productos desarrollados por la industria biomédica, demuestran la neta superioridad de los sustitutos óseos de origen natural respecto de los de derivados sintéticos.Los xenoinjertos porcino y bovino utilizados en nuestro estudio necesitan un periodo mínimo de osteointegración que alarga los tiempos de tratamiento. La demanda actual en la clínica odontologíca obliga a buscar materiales o sustancias que ayuden a acelerar los procesos de osteointegración. Los pacientes desean acortar los tiempos de tratamiento debido a sus requerimientos funcionales y estéticos, ya que la boca forma parte del sistema estomatognático cuya función principal es la masticación.
Numerosos estudios in vitro han demostrado que la melatonina es un importante mediador de la formación ósea, promoviendo la diferenciación osteoblástica (Satomura y cols 2007(26); Jockers y cols 2008(27).
Esta indolamina es un importante modulador del metabolismo del calcio, previniendo la osteoporosis y la hipocalcemia en ciertos casos (Suzuki 2008) (28), probablemente debido a su relación con otros factores reguladores óseos como la paratohormona, la calcitonina o las prostaglandinas (Ostrowska y cols 2003(29); Macías y cols 2003(30)). Basándonos es estos resultados y en los recientes trabajos de (Cutando y cols, 2007(31), 2008(32), hemos basado nuestra investigación sobre el posible efecto inductor de la melatonina en el metabolismo óseo.
La melatonina presenta su acción inductora sobre el metabolismo óseo a corto plazo. Su máxima acción se realiza sobre las primeras semanas como demuestran los trabajos de Cutando y cols. 2006(33), 2007(34); Takechi y cols 2008(35), una vez pasado este tiempo las diferencias dejan de ser significativas. Estos resultados están relacionados con los nuestros, en los cuales la melatonina mejoraba respecto al control en las primeras semanas. Esto se puede explicar por diversos mecanismos, parece que la melatonina aumenta el número de células en la zona que rodea al implante, al tiempo que esta aceleración de la diferenciación celular, aumenta considerablemente la síntesis y mineralización de la matriz osteoide. Esto puede explicar la gran cantidad de matriz mineralizada alrededor del implante de melatonina en toda la longitud del defecto creado después de cuatro semanas. La melatonina parece contribuir a la neoformación de hueso en la zona del defecto estimulando la diferenciación de preosteoblastos los cuales son transportados desde el la médula hasta la zona por la circulación vascular. Otra posible acción de la melatonina a nivel de los preosteoblastos es debida a la estimulación de la expresión genética de ciertas proteínas de la matriz ósea Radio y cols 2006(36).
Esta aumentaría la expresión de ciertos genes que contienen la presencia de determinadas proteínas a nivel de la matriz osteoide. De esta forma se ha demostrado que la melatonina es capaz después de un periodo comprendido entre 5 y 9 días de estimular la presencia de osteocalcina sialoproteina y de fosfatasa alcalina; dichas proteínas contienen la secuencia de bases RGGTC, necesaria para que el factor nuclear RZR de la melatonina pueda ejercer su acción.
El rápido incremento en la formación de hueso que cubre el defecto óseo cavitario sugiere que la melatonina actúa simultáneamente a dos niveles diferentes en el proceso de la remodelación. Se sabe los osteoclastos, células responsables de la reabsorción ósea contienen superóxido dismutasa y producen especies reactivas del oxígeno durante el metabolismo óseo, esto puede contribuir a la degradación de los componentes estructurales de la matriz como el colágeno o el ácido hialurónico los cuales son susceptibles del daño oxidativo provocado por los radicales libres (Garrett y cols 1990) (37). Además los osteoclastos secretan otra enzima, la fosfatasa ácida resistente al tartrato (TRAP), la cual en presencia de hierro puede reaccionar con el peróxido de hidrógeno a través de una reacción de Fenton y producir el radical hidroxilo (·OH) uno de los más tóxicos (Halleen cols 1999) (38). La melatonina actúa a nivel de los osteoclastos, debido a sus propiedades antioxidantes y su habilidad para neutralizar las especies reactivas de oxígeno y nitrógeno inhibiendo la reabsorción ósea Reiter y cols 2007(39), 2008(40).
Después de la inserción de los implantes por muy cuidadosa que será la técnica, se produce un necrósis de los bordes de la herida y una reacción inflamatoria consecuencia directa de la cirugía. Los macrófagos y los leucocitos procedentes de los vasos sanguíneos provocan un incremento de los radicales libres los cuales estimulan la reabsorción a través de los osteoclastos Bai y cols 2005(41); Lee y cols 2005(42).
La melatonina a través de sus propiedades antioxidantes y antiinflamatorias puede atenuar esta reacción y disminuir la producción de especies reactivas (Cutando 2007) (43) y como consecuencia la reabsorción ósea. Esta inhibición de la reabsorción ósea puede ser explicada por otra acción inducida por la melatonina sobre el proceso de la osteoclastogénesis. De acuerdo con algunos autores, la aplicación de melatonina a concentraciones de 5 a 500 µm, de manera dosis dependiente, disminuye la expresión de mRNA del RANK e incrementa los niveles de ambas OPG así como del mRNA del OPG en líneas celulares de preosteoblastos MC3T3-E1 (Koyama y cols 2002) (44). Esto indica que la melatonina puede provocar una reducción de la reabsorción y un aumento de la masa ósea debido a su acción sobre el sistema OPG-RANK-RANK-L (Cardinally y cols 2003) (45).
Otra de las posibles explicaciones del proceso de aceleración de la curación se puede deber al efecto de la melatonina sobre la angiogénesis, incrementando la formación de nuevo vasos y aumentando los niveles la expresión de proteínas del factor de crecimiento del endotelio vascular durante la formación del tejido de granulación (Pugazhenthi y cols 2008) (46)
El proceso de regeneración depende de la angiogénesis, incrementando la melatonina el número de vasos sanguíneos y aumentando la expresión de VEFG165, la más potente proteína angiogenética, con un pico de expresión entre el 3 y 7 día. Estos resultados también están de acuerdo con los expuestos por (Soybir y cols 2003) (47), el cual destacó como la melatonina aumentaba la proliferación de los fibroblastos.
Los estudios de Pugazhenthi atribuyeron a la melatonina una inhibición selectiva de la actividad de la enzima iNOS, disminuyendo su actividad durante la fase inflamatoria y aumentándola durante la fase de proliferación. También concluyó que la melatonina incrementaba la actividad del COX durante la primera fase, relacionada esta con la proliferación de fibroblastos y la síntesis de colágeno. Asimismo la melatonina aumentaba la actividad de la arginasa el primer día después de la cirugía, lo cual resultaba beneficioso para la curación del proceso.
Mayo y cols 2005 (48), en este sentido destacaban la acción antiinflamatoria de la melatonina y de sus metabolitos, N1-acetil-N2-formil-5methoxiquinuramina (AFMK) y N1-Acetil-5-methoxiquinuramina (AMK). Esta como sus metabolitos previene la activación del COX-2 inducida por la LPS, sin afectar los niveles de COX-1. Del mismo modo previenen la activación del iNOS y reduce la concentración de los productos de dichas enzimas, PGE (2) y óxido nítrico. Todas estas investigaciones sugieren que el uso de esta indolamina no tóxica puede ser utilizada sóla o combinada con otros tratamientos en la práctica clínica (Korkmaz y cols 2009) (49).
Las acciones de la melatonina sobre el hueso resultan de interés clínico y sugieren su posible utilización como agente biomimético en los proceso de regeneración ósea así como en implantología donde se pretenda acelerar el proceso de regeneración y reducir de esta manera el periodo de osteointegración (Cutando y cols en 2008) (32). En esta línea de investigación presentamos los resultados de (Calvo-Guirado y cols 2009) (50), en cuyo estudio se utiliza la melatonina como agente inductor del metabolismo óseo junto a un xenoinjerto de origen porcino, que actuaría como andamio y permitiría la osteoconducción, arrojando resultados altamente esperanzadores en el campo de la regeneración ósea e implantología.
La regeneración ósea ha estado sujeta a una amplia investigación para aplicar dichos avances en la práctica clínica, esta se ha basado en el uso de materiales de origen natural o sintético que remplacen el daño provocado sobre el tejido y aceleren el proceso de la regeneración. El uso de células progenitoras, materiales osteocondutivos y factores de crecimiento o agentes bioactivos, combinados de tal modo que se controle el soporte estructural y celular es la llave para un adecuado proceso de regeneración.
El hueso corticoesponjoso bovino ha sido durante muchos años el xenoinjerto de elección en el campo de la cirugía bucal y maxilofacial por su gran capacidad osteoconductora demostrado por los estudios de Terheyden y cols 1999(51); Hockers y cols 1999(20); Yildirim y cols 2000(22); Van Steenberghe y cols 2000(21); Tawil y cols 2001(52); Pietruska y cols 2001(53); Hising y cols 2001(23); Houser y cols 2001(54); Norton y cols 2003(55); Schlegel y cols 2003(56); Vasilic y cols 2003(57); Sculean y cols 2003(58), 2004(59); Hatano y cols 2004(60); Ersanli y cols 2004(61); Scabbia y cols 2004(62); Cornelini y cols 2004(63); Philippart y cols 2005(64); Worth y cols 2005(65); Schwarz y cols 2006(66); Galindo y cols 2008(67); Cordado 2008 (68). No obstante, presenta un riesgo potencial de contagio de la encefalopatía espongiforme, aunque existen pocos casos publicados según (Sogal y Tofe 1999) (69) .
Por otra parte, existen especies animales con un genotipo más cercano al humano (Borie y cols 1998) (70) ; por este motivo nuestro grupo de investigación ha dirigido los estudios durante los últimos años, hacia los xenoinjertos de origen porcino como potenciales sustitutos de los injertos óseos, puesto que, diversos estudios previos han demostrado en los experimentos realizados, su eficacia tanto como matrices osteoconductoras como para el crecimiento de células de estirpe osteoblástica, Briem D, 2002 (71); Kin y cols 2004 (72); Barone y cols 2005 (25); Arcuri y cols 2005(73); Orsini y cols 2006(74); Nannmark y Sennerby 2008 (75) .
En relación a los xenoinjetos utilizados en nuestro estudio estos tienen un comportamiento similar, aunque podemos definir ciertas diferencias si comparamos sus propiedades físico-quimícas.
En cuanto a la otra propiedad que debe presentar un biomaterial, la capacidad osteoconductora, en el caso de la hidroxiapatita ha quedado comprobada por otros autores en los numerosos estudios realizados con distintas HA (naturales y sintéticas) tras su implantación en diferentes animales de experimentación e incluso en humanos, Jarcho 1981(76); Winter y cols 1981(77); Katthagen y Mittelmeier 1984; (78) Ono y cols 1990(79); Caja y cols 1992(80); Meseguer y cols 1994(81); Thomas 1994(82); Galian 1995(83); Korkusuz y cols 1995(84); Cornell y Lane 1998(85); Boyde y cols 1999(86); Ikeda y cols 1999(87); Denissen y cols 2000(88); Walsh y cols 2003(89); Jun y cols 2003(90); Lax 2004(10)). Cuando hace dos décadas Dahners y cols 1984 (91), señalaban que la hidroxiapatita no poseía capacidad osteoconductora.
El colágeno tiene un papel fundamental en el proceso de osteoconducción en cuánto que actúa como sustrato válido para la activación y la agregación plaquetaria y porque es capaz de atraer y de estimular las diferentes células madre mesenquimales presentes en la médula ósea según el trabajo de (Salasznyk y cols 2004) (92); además aumenta 2 a 3 veces los niveles de proliferación de los osteoblastos según (Hsu y cols 1999) (93), y estimula la activación de las plaquetas, de los osteoblastos y de los osteoclastos en el proceso de curación del tejido. Se han diseñado nuevos materiales en los que se establece inicialmente una matriz colágena en red tridimensional, a la que se recubre con una fina capa de hidroxiapatita, resultando finalmente una red de gránulos completamente interconectados.
En relación con el biomaterial (MP3®) que hemos utilizado en nuestro trabajo, el exclusivo proceso de producción permite neutralizar todas las moléculas antigénicas presentes en el hueso al mismo tiempo que mantiene la matriz de colágeno dentro de cada gránulo del biomaterial. Por otra parte, la estructura atómica de la hidroxiapatita natural no es alterada de modo significativo gracias a la limitación de la temperatura máxima en el proceso productivo. Estas características garantizan una consistente neo- formación ósea así como una significativa reabsorción pocos meses después del injerto. La presencia de colágeno dentro de cada gránulo le confiere características higroscópicas facilitando las sucesivas mezclas con colágeno puro.
Los estudios previos de Hsu y cols 1999(93), 2005(94); Wu y cols 2004 (95), consiguieron sintetizar un biomaterial de partículas de hidroxiapatita dispersas y amalgamadas en fibras de colágeno de un diámetro de 30 a 90 nm que injertaron en ratas y observaron un incremento de la densidad celular de los osteoblastos de 2x104 hasta 3.2 x104 células por cm2 a los 8 días del implante respecto a las muestras control. Estos resultados indican que los osteoblastos son capaces de proliferar, diferenciarse y mineralizar la matriz de hidroxiapatita y colágeno, hecho que también hemos observado en nuestro estudio experimental.
Otros autores como Chapman y cols 1997 (96), han utilizado el colágeno como matriz de sostén del componente mineral del biomaterial; en su estudio utilizaron un composite de colágeno puro de origen bovino además de fosfato cálcico y médula ósea autóloga, para el tratamiento de fracturas óseas con unos resultados que no diferían significativamente con los obtenidos cuando utilizaban injerto autólogo de cresta iliaca. Asímismo los estudios de Grimes y cols en 2006 (97), en los que rellenaron defectos óseos tras resecciones de tumores usando un composite de hidroxiapatita, fosfato tricálcico y colágeno bovino, obtuvieron resultados excelentes en los que demostraban que el sustrato de colágeno y fosfato tricálcico favorece la regeneración ósea.
El colágeno añadido al MP3® le otorga unas excepcionales características, mejorando su maleabilidad y su plasticidad. Lo cual le convierte en un material de fácil aplicación en la clínica, a diferencia del xenoinjerto bovino utilizado Endobon® utilizado en nuestro trabajo, el cual necesita ser mezclado con médula ósea o hueso esponjoso para su aplicación.
Además de la importancia de la presencia de colágeno en el xenoinjerto, uno de los principales factores que influyen en la osteoconducción es el tamaño de gránulo del biomaterial que en la hidroxiapatita porcina contenida en el MP3® varía entre 600 y 1000 μm y en el caso del Endobon® la granulometría está entre 500 y 1000 μm; también depende del grado de interconexión entre los gránulos, así como de una serie de factores físico-químicos y biológicos descritos por diversos autores Meseguer 1993 (98); Galian 1995(83); Zyman y cols 1998(99); Cornell y Lane 1998(85); Hsu y cols 1999(93); Wu y cols 2004(95); Grimes y cols 2006 (96).
La microporosidad juega un papel importante en el proceso de reabsorción del material, mientras que la macroporosidad está estrechamente ligada a la osteoconducción. En términos generales se ha considerado que la macroporosidad óptima para permitir el crecimiento óseo en el interior del biomaterial se encontraba en el rango de los 150-500 μm, que coinciden con los requisitos propuestos en los estudios clásicos de Klawitter y Hulbert 1971 (100). Según estos autores los implantes porosos de fosfato cálcico debían presentar poros interconectados para poder favorecer el crecimiento óseo en su interior.
A este tipo de porosidad se le denomina "abierta", con la que se obtiene una presión parcial de oxígeno en el interior del implante igual a la del exterior del mismo, condición que actuaría favoreciendo el crecimiento de tejido óseo en su interior.
En este sentido, los resultados de nuestro estudio difieren con los descritos por otros autores como Eggli y cols 1988 (101), quienes observaron mejores resultados con materiales con gránulos de 50-100 μm respecto a los de 200 a 400 μm. Así como con los de Frayssinet y cols 1998 (102), que observaron crecimiento óseo más importante en materiales con gránulos de diámetro inferior a 200 μm respecto a otros materiales con diámetros de 300 a 400 μm y mayores de 600 μm.
Por otra parte, nuestros resultados no concuerdan con los publicados por autores como Uchida y cols 1984(103), 1985 (104), en los distintos experimentos desarrollados, describieron que el tamaño de gránulo apropiado para considerar un material como sustituto del hueso debía estar comprendido en un rango de 210-300 μm. Sin embargo si coincide nuestro estudio con lo observado por Shimazaki y Mooney 1985 (105), quienes describieron un crecimiento óseo mayor cuando los gránulos del material utilizado eran superiores a 500 μm en comparación con gránulos de tamaño inferior. Asimismo Van Blitterswijk 1991 (106), observaba un elevado porcentaje de crecimiento del tejido óseo (96%) con tamaños de gránulo superiores a 276 μm respecto al 17% obtenido cuando utilizaban gránulos de tamaño comprendido entre 100 y 160 μm; por lo que propusieron que el tamaño del gránulo no debía reducirse demasiado, ya que tanto el gránulo como las interconexiones tienen un efecto significativo sobre el tipo y el volumen de tejido óseo neoformado.
En este sentido, los estudios realizados por Gouin y cols 1995 (107); Gauthier y cols 1998 (108), demostraron que los gránulos de tamaño superior a 500 μm permitían obtener mayor respuesta de tejido óseo en comparación con los gránulos de menor tamaño, igual a lo que hemos observado en nuestro estudio.
Otros autores como Klawitter y Hulbert 1971(101); Schepers y cols 1991 (109) consideraron que la existencia de interporo facilita el crecimiento óseo en su interior. Nuestro estudio confirma los resultados anteriores respecto al MP3® puesto que con este material observamos crecimiento óseo no solo en la superficie sino también en el interior del implante, hecho comprobado mediante el estudio con el microscopio óptico, que de forma similar también ha sido descrito por Tamai y cols 2002 (110), cuando utilizaron nuevos biomateriales de hidroxiapatita. Sin embargo a pesar de la porosidad abierta del Endobon® no encotramos crecimiento en el interior de implante.
Estudios más recientes han demostrado que según el tamaño del gránulo se obtendrán resultados distintos respecto a la actividad osteoblástica y consecuentemente en la regeneración ósea. Fischer y cols en 2003 (111), variaron el tamaño del gránulo y la microporosidad de las partículas de hidroxiapatita, usando hidroxiapatita densa e hidroxiapatita microporosa, con dos tamaños de gránulo, 212-300 μm y 500-706 μm. A continuación cultivaron células madre mesenquimales en condiciones de diferenciación osteoblástica sobre los dos tipos de hidroxiapatita durante una semana, observando una mayor diferenciación, proliferación y actividad osteoblástica en la hidroxiapatita de rango menor (212-300 μm).
Estudios “in vitro”de Takahashi y cols en 2005 (112), consiguieron cultivar y diferenciar osteoblastos sobre un biomaterial de β-fosfato tricálcico con un tamaño de gránulo de 180-200 μm. Asimismo, en un estudio “in vitro” realizado por Weissenboeck y cols 2006 (113), cultivaron células madre mesenquimales bajo condiciones de diferenciación osteoblástica sobre partículas de hidroxiapatita de distinto tamaño, observando que con un tamaño de gránulo de 10-100 μm observaban mayor crecimiento osteoblástico así como mayor actividad celular a los 9 días del cultivo; sin embargo cuando el tamaño de partícula era mayor, entre 600 y 1000 μm, se producía mayor producción de colágeno tipo I. También demostraron que el tamaño del gránulo no variaba la secreción de osteocalcina y osteopontina. Sin embargo, otros estudios recientes como los de Mangano y cols 2006 (114), quienes utilizaron hidroxiapatita con un tamaño de partícula entre 200 y 800 μm como injerto en elevaciones de seno maxilar, observaron migración, adhesión y proliferación osteoblástica en el gránulo así como angiogénesis en la red de gránulos.
En este sentido, existe un problema que corresponde a la dificultad para poder interpretar correctamente los resultados de los estudios publicados, ya que existe una gran variabilidad respecto a las características de los materiales utilizados en los distintos estudios publicados, respecto a sus propiedades físicas como químicas. Además de que dichas características suelen estar poco especificadas e incluso en ocasiones son desconocidas. Por este motivo, los resultados entre los distintos estudios no pueden ser comparables, cuando consideramos el tamaño de gránulo como único parámetro considerado en el estudio.
En relación con las interacciones sistémicas de un material con el tejido receptor, se pueden distinguir tres grados diferentes de biocompatibilidad en los materiales: inerte, bioactivos y biodegradables. El xenoinjerto porcino es considerado como una material bioactivo, debido a su capacidad de combinarse con el hueso vivo, Rodríguez y cols 1997(19); Yildirim y cols 2000(22), 2001(115); Artzi y cols 2001(116), 2003, (117) 2004(118); Norton y cols 2003(55); Ersanli y cols 2004(61); Nannmarky Sennerby 2008 (75) frente a otros materiales a los que se denomina bioinertes, que solo poseen la capacidad de entrar en contacto con el hueso sin interactuar entre ellos. Asimismo, el xenoinjerto de origen bovino Endobon® utilizado por nosotros ha demostrado ser un sustituto óseo muy biocompatible, con escasa reacción inflamatoria, no mostrando signos de mutagenicidad ni genotoxicidad.
La mayoría de los experimentos en los que se han utilizado xenoinjertos, demuestran que la incorporación de estos implantes al tejido óseo huésped tiene lugar sin reacción a cuerpo extraño y sin signos de toxicidad local o sistémica, por lo que diversos estudios previos han llevado a considerar al xenoinjerto como un material biocompatible Rodríguez y cols 1997(19); Hockers y cols 1999(20); Yildirim y cols 2000(22); Van Steenbergne y cols 2000(21); Artzi y cols 2001(116); Houser y cols 2001(54); Hising y cols 2001 (123).
La biocompatibilidad del xenoinjerto también se pone de manifiesto por la presencia de una interfase implante-huésped con ausencia de cápsula fibrosa, en la que se establece una íntima unión entre las partículas del biomaterial y el hueso huésped para ambos xenoinjertos utilizados. De esta forma se demuestra su capacidad de osteointegración como ha sido definida por distintos autores en estudios sucesivos, Rodríguez y cols 1997(19); Yildirim y cols 2001(115); Norton y cols 2003(55); Ersanli y cols 2004(61); Barone y cols 2006(119); Orsini y cols 2006 (74). Dicha propiedad también ha sido definida por otros autores como “enlace químico” o “unión bioactiva”, Cook y cols 1988 (120) y 1991(1121) y Oonishi y cols 1989(122); Pietruska y cols 2001(53); Tapety y cols 2004 (123).
Por el contrario no ha podido demostrarse la osteointegración cuando se utilizaban materiales diferentes a la hidroxiapatita bovina, pues distintos autores han observado la presencia de una capa fibrosa entre el biomaterial y el hueso huésped,Bell y Beirne 1988; (124) Collins 1989(125); Gatti y cols 1990 (126).
Nuestro estudio experimental ha confirmado la biocompatibilidad de ambos xenoinjertos utilizados, puesto que hemos observado la existencia de respuesta inflamatoria poco relevante y sólo durante los primeros períodos del estudio, que creemos debida a una reacción frente a la agresión que supone la perforación ósea y colocación del implante; dicha respuesta a las dos semanas quedaba representada exclusivamente por escasos macrófagos y linfocitos. Tampoco hemos observado, en ninguna de las secciones estudiadas, presencia de fibrosis entre el implante y el hueso huésped por lo que creemos que se confirma la capacidad de osteointegración de ambos biomateriales. En relación a la melatonina esta presenta características de biocompatibilidad, pues no sólo no presenta signos citotóxico, Korkmaz y cols en 2009 (49), sino más bien se comporta como un agente antiinflamtorio, Mayo y cols en 2005 (48) y antiinfeccioso, impidiendo el crecimiento de patógenos, Cutando y cols en 2007 (43).
La disminución del volumen trabecular alrededor y en el interior del implante que observamos en las radiografías demuestran la existencia de un fenómeno de reabsorción progresiva del MP3®, observado desde los primeros períodos del estudio. Dicho proceso de reabsorción se realiza mediante un mecanismo de fagocitosis celular a través de macrófagos que se observaban en la periferia del implante. Microscópicamente destacaba la existencia de una reacción inflamatoria leve caracterizada por macrófagos y linfocitos dispuestos de forma dispersa sin formación de granulomas. Este hecho contrasta con lo descrito en los estudios realizados por autores como Klein y cols 1983 (127); Gumaer y cols 1986(128); Eggli y cols en 1988 (101), quienes concluyen en que no observaron modificaciones en los biomateriales de hidroxiapatita utilizados en sus estudios durante el tiempo de implantación.
Esta reabsorción también queda claramente demostrada en los estudios de Nannmark y Sennerby 2008 (75), que explican la reabsorción del hueso porcino MP3® gracias a la presencia del colágeno, el cual induce la adhesión de los osteoclastos a la superificie del material. Estos resultados se suman a los del grupo de Barone y cols 2005 (25), quien confirma a través del estudio de las biopsias tomadas en humanos 5 meses después de la elevación del seno maxilar. A pesar de ello, los resultados del estudio con microscopía electrónica de transmisison en biopsias tomadas de un aumento de seno maxilar utilizando el MP3® por Orsini y cols 2006 (74) no mostraban signos de reabsorción.
Existe controversia sobre la reabsorción en el tiempo del injerto bovino, los resultados de anteriores estudios lo definen como un material no reabsorbible en el sentido estricto de que no es reabsorbido en un periodo inferior a un año Hallman y cols 2001 (129). Así, en investigaciones con animales se ha demostrado el incremento de la reabsorción osteoclástica Klinge y cols 1992 (130); Hurzeler y cols 1997(131); Carmagnola y cols 2002 (132) mientras que en investigaciones con humanos utilizando sucesivas biopsias durante 6 años de seguimiento se han hallado grandes cantidades de material remanente con pocos o ningún signo de reabsorción Schlegel y Donath 1998(133); Piatelli y cols 1999; (134) Hallman y cols 2001(129).
La melatonina no presenta gran radiopacidad por lo que no se puede observar radiológicamente su degradación, pero sí que debido a capacidad lipofílica esta es rápidamente solubilizada.
En resumen, los xenoinjertos porcino y bovino utilizados, se han comportado en nuestro estudio, como materiales biocompatible puesto que sólo provocaron respuesta inflamatoria leve y durante las dos primeras semanas del estudio; también han demostrado ser biomateriales osteoconductores al permitir la formación de tejido de granulación que es sustituido por tejido óseo trabecular, no genotóxicos ni citotóxicos. Sin embargo la melatonina produjo un rápida inducción del proceso de regeneración que superaba al control y a ambos xenoinjertos. Si bien esta no cumple algunas características de los biomateriales como puede ser la resistencia a la compresión y estabilidad del implante, se puede plantear su uso en combinación con biomateriales osteoconductores que sirvan de andamiaje, utilizando así las propiedades biomiméticas de la melatonina sobre el hueso. Los estudio de Calvo-Guirado y cols en 2009 (50), ya confirman dichos resultados, cuando mezcla las propiedades de un xenoinjerto de origen porcino con melatonina.
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1. El xenoinjerto de origen porcino MP3® puede considerarse un material biodegradable, biocompatible y osteoconductor en la regeneración de defectos óseo, pues sufre reabsorción progresiva durante los 60 dias del estudio a través de mecanismos de fagocitosis con parcial sustitución por tejido óseo.
2. El xenoinjerto de origen bovino Endobon® puede considerarse un material, biocompatible, osteoconductor y no reabsorbible.
3. El hueso autólogo se comportó como un material osteogénico, osteoconductor y bioreabsorbible, considerándose como el “gold estándar” de la regeneración osea.
4. La hormona melatonina actuó como agente biomimético, reduciendo la inflamación y favoreciendo la regeneración ósea en los primeros periodos de estudio, por lo que puede ser cosiderada como agente promotor y estimulador de la formación ósea.
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- jose javier aguirre anda - ESPAÑA (04/11/2009 23:47:04)
- Rosa María Coro-Antich - CUBA (09/11/2009 20:13:22)
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