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8/19/2019 8 Biomateriales Alopl Sticos Para Reconstrucci n Facial 2005 Traumatismos Maxilofaciales y Reconstrucci n Facial E…

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Introducción

El uso de biomateriales y dispositivos implantables desempeña unpapel crítico en la reconstrucción de la mayoría de las lesionestraumáticas faciales, especialmente las del esqueleto subyacente.Los avances significativos en la ciencia y la ingeniería de materia-les durante la última mitad del siglo pasado han hecho que el usode implantes aloplásticos se haya convertido en parte integral demuchas intervenciones faciales primarias y secundarias. Su fre-

cuencia de uso en la cirugía moderna ha sido paralela al desarro-llo de antibióticos de amplio espectro, un mejor conocimiento dela consolidación del hueso y la cicatrización de los tejidos blandosy la destacable tolerancia de los tejidos faciales bien vasculariza-dos a los materiales aloplásticos.

Dado que estos implantes aloplásticos están elaborados conuna gran variedad de biomateriales y tienen muy diversas pro-piedades y estructuras físicas, puede resultar difícil para el cirujano facial valorar los méritos de un biomaterial en especial y suidoneidad para una localización específica en la cara. Debido aque el futuro inmediato proporcionará no sólo nuevos tipos debiomateriales, sino que también promete unir la tecnología far-macológica (p. ej., antibióticos, factores de crecimiento) con losbiomateriales existentes, en el futuro próximo dispondremos

de implantes quirúrgicos completamente nuevos. Por tanto, esimprescindible que el cirujano facial desarrolle una base de co-nocimientos básicos a partir de la cual pueda tomar decisionesinformadas acerca de la selección de los implantes sintéticos, se-gún su composición química, estructura física y el lugar de im-plantación propuesto.

Materiales aloplásticos,biocompatibilidad y cicatrizaciónde las heridasEl concepto de material aloplástico es sinónimo del término sin-tético. Esto significa que se fabrica a partir de materiales no hu-

manos ni animales y, por tanto, inorgánicos. Por consiguiente,no deben confundirse con los aloinjertos, los heteroinjertos y losxenomateriales, que provienen de fuentes orgánicas y represen-tan un tipo completamente diferente de implante quirúrgicoque conlleva riesgos diferentes a los de los materiales aloplásti-cos (p. ej., rechazo inmunológico, transmisión de enfermedades virales). Los implantes aloplásticos proporcionan una serie demateriales de reconstrucción que ofrecen soluciones a muchasde las necesidades de la cirugía facial y a menudo simplifican laintervención quirúrgica en lo que se refiere a tiempo y comple- jidad técnica.

Para que los materiales aloplásticos sean clínicamente satisfac-torios, deben ser biocompatibles, lo que supone una interacción

aceptable entre el huésped y el material implantado. El grado biocompatibilidad material depende de distintos factores, comla reacción del huésped a las características físicas del materiimplantado, el tejido en donde se implanta y la técnica quirúrca de implantación1. La dificultad para desarrollar biomaterialcon resultados uniformes y buenos a largo plazo tras su implatación subraya las complejas interacciones entre el implante yorganismo y explica por qué existen tan pocos biomateriales sguros y eficaces a pesar de los tremendos avances que se han re

lizado en el desarrollo y la ingeniería de biomateriales en los útimos 50 años.La respuesta de cicatrización final frente a la mayoría de l

biomateriales consiste en la formación de una envoltura de tedo fibroconjuntivo o encapsulación fibrosa. Esta reacción cmienza con la implantación quirúrgica, lo que genera una repuesta inflamatoria aguda debido a la lesión tisular inducida, sguida por una cascada de acontecimientos tales como inflamaciócrónica, desarrollo de tejido de granulación, reacción de cuerpextraño y, finalmente, encapsulación fibrosa. Esta cápsula rpresenta la respuesta reparadora del organismo que trata de ailar el organismo del material extraño y, esencialmente, es ubarrera biológica entre lo propio y lo ajeno. Casi todos los mteriales implantados en la cara desarrollan una cicatriz fibro

circundante, con la excepción de las placas metálicas que se emplean en osteosíntesis, que pueden presentar una unión direcal hueso.

Principios de selección de materialesaloplásticos e implantaciónquirúrgica

Si bien la composición de los materiales aloplásticos implantaddetermina su biocompatibilidad, la localización anatómica y técnica quirúrgica para su implantación también influyen de umanera igual, o incluso superior, en el resultado clínico a lar

plazo. Es responsabilidad del cirujano establecer en último térmno si el biomaterial se ajusta adecuadamente al plano de tejido que se va a implantar.

Se debe valorar en primer lugar la calidad del tejido de la zoreceptora, con especial atención a la vascularización y la cobetura de tejidos blandos. Una menor vascularización debida a existencia de tejido fibroso o a cirugías o irradiación previas compromete el desarrollo de un tejido fibrovascular normal de ecapsulación y limita significativamente la respuesta inflamatoradecuada en caso de que se produzca una inoculación en la sperficie del material o se infecte secundariamente. La cobertude tejidos blandos sobre el implante debe ser lo más gruesa poble. Como norma general, cuanto más fina es la cobertura de t

Biomateriales aloplásticospara reconstrucción facial

Barry L. Eppley

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jidos blandos, mayor es la probabilidad de que el implante que-de expuesto o se expulse a largo plazo. Los implantes aloplásti-cos que se colocan a más profundidad (p. ej., subperiósticos,submusculares) rara vez quedan expuestos. Los implantes situa-dos inmediatamente bajo la piel o con un fino tejido celular sub-cutáneo pueden acabar produciendo un adelgazamiento de lapiel, especialmente cuando el material carece de flexibilidad oestá localizado en un área de movilidad tisular significativa. En

cualquier caso, la dermis se adelgaza por la presión del implanteavascular subyacente. La colocación de un implante en o a travésde un plano tisular en el que se ha producido o existe contami-nación aumenta significativamente el riesgo de infección. Dadoque la mayoría de los implantes aloplásticos no desarrollan vas-cularización en su interior y presentan afinidad por la adhesiónde bacterias, la tolerancia de los mismos es muy baja en las heri-das contaminadas o en proximidad directa de los senos paranasa-les. Afortunadamente, la colocación de implantes en la cara esbastante permisiva.

El tamaño de los implantes debe estar en relación con el recep-táculo tisular o la cavidad de la herida. Un implante que somete alos tejidos circundantes a tensión es más probable que se expulseo quede expuesto, especialmente si se asocia a otras característi-

cas adversas del tejido o del implante. En ciertas situaciones clí-nicas, los tejidos blandos suprayacentes pueden alargarse y ex-pandirse con seguridad para alojar grandes implantes de biomate-rial. Sin embargo, esto es más seguro cuando el implante estácubierto por una gruesa capa de tejidos blandos o situado en elplano submuscular.

Por último, la movilidad del implante se debe reducir al mí-nimo mediante su fijación a la estructura estable más cercana,siempre que sea posible, o colocándolo en un receptáculo detejido sano y bien contenido. Esto no sólo garantiza una buenaposición postoperatoria del implante, sino que también evita sumigración y su exposición a otros planos titulares menos favo-rables.

Aquellos pacientes a quienes se va a colocar un implante alo-

plástico facial deben recibir profilaxis antibiótica intravenosadurante la intervención, seguida de una pauta de administra-ción oral. Además de la cobertura de estafilococos y estrepto-cocos, dependiendo de la vía de inserción (intraoral, transcutá-nea o transconjuntival), ningún antibiótico o duración del tra-tamiento se ha mostrado desde el punto de vista clínicosuperior. La justificación de la cobertura antibiótica es evitar oeliminar la inoculación de bacterias que pueda haberse produ-cido en la superficie del implante. No se han realizado ensayosclínicos extensos para confirmar esto, pero tampoco parece su-poner una desventaja significativa. En algunos tipos de implan-tes faciales se busca una cobertura antibiótica adicional me-diante el lavado del implante antes de su inserción. El valor deesta técnica depende principalmente de la hidrofilia o capaci-

dad de humectación del material de implante. Un biomaterialcon una hidrofilia elevada permite que absorba una mayor can-tidad de antibióticos. El hecho de que esta mayor impregna-ción de antibióticos disminuya realmente la tasa de infecciónpostoperatoria no está demostrado, pero esta técnica intraope-ratoria se utiliza ampliamente, en especial en los implantes nometálicos. En aquellos biomateriales menos hidrófilos o clara-mente hidrófobos, el lavado con antibióticos tan sólo produceun arrastre mecánico de las bacterias o de la contaminación queinadvertidamente podría haber quedado en la superficie delimplante durante el proceso de su colocación. Por tanto, pro-bablemente no sea más eficaz que el lavado con una soluciónsin antibiótico.

El manejo intraoperatorio del implante es otro métodreducción del riesgo de infecciones postoperatorias. Se devitar un manejo o una exposición excesiva del implante ade su implantación. El implante no debe ser extraído de su vase estéril hasta que la zona receptora no haya sido compmente disecada y lavada. Una vez extraído el implante denvase estéril, éste debe ser manipulado con instrumentostando al máximo el contacto con los guantes contamina

Idealmente, se deben emplear nuevos guantes cuando es nsario manipularlo directamente. Para finalizar, se debe redal mínimo el contacto del implante con la piel o la cavidadcal circundante para evitar otra fuente de transmisión de terias en su superficie. Es difícil demostrar si estas técnicatraoperatorias disminuyen realmente el riesgo de infecpostoperatoria, pero sí parecen ser precauciones razonabprudentes para reducir posibles complicaciones postoptorias.

Tipos de implantes aloplásticosSi bien se han usado un gran número de implantes durante lotimos 25 años, sólo algunos tipos de biomateriales cuentan

una experiencia clínica significativa satisfactoria para la rectrucción o sustitución de tejidos blandos o hueso. En la actdad, los biomateriales siguientes están comercializados paimplantación quirúrgica: los polímeros dimetilsiloxano, politfluoroetileno, polietileno, poliésteres, poliamidas y acrílicometales titanio y oro, los biomateriales basados en fosfato cáy los adhesivos de cianoacrilato.

Dimetilsiloxano (silicona)

El uso de silicona está ampliamente extendido en muchas de la medicina y cirugía con una destacable ausencia de reanes tisulares adversas. Su empleo en la cara es fundamemente en forma de un implante superpuesto al hueso para l

construcción de los contornos cigomático, maxilar, nasal y mdibular (fig. 8.1). La silicona es un polímero creado medianunión de sílice y oxígeno (elementos 14 y 8 respectivamentla tabla periódica de los elementos) con radicales metílicos rales (es el único polímero no basado en carbono de todoimplantes médicos). Como resultado, el esqueleto de este polítiene monómeros alternantes de dimetilsiloxano (SiO(CHque es extremadamente resistente a la degradación en el onismo debido a la gran estabilidad y resistencia de los enlaclice-oxígeno. Cuando los monómeros de dimetilsiloxanunen entre sí, se forma polidimetilsiloxano y, dependiendogrado de entrecruzamiento entre las diferentes cadenas de dimetilsiloxano, varían sus propiedades físicas. Cuando etrecruzamiento es mínimo se forma un gel que se emplea h

tualmente para rellenar los implantes de mama. Cuandcombina con partículas de sílice y otros reactivos químicogel de silicona puede convertirse (vulcanizarse) en una gomlida. La diferente elasticidad de la goma de silicona permitenotable versatilidad clínica para su uso en distintos implafaciales. La excelente biocompatibilidad de los materiales dlicona en el organismo puede tener una cierta relación cocercanía al carbono (posición 6) en la tabla periódica de losmentos2.

Los implantes compuestos de silicona sólida representan de los primeros materiales aloplásticos empleados con aplicnes extensas en intervenciones de aumento del esqueleto fa Aunque se desarrollaron inicialmente para su uso en el men

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en la actualidad se dispone de una amplia gama de implantes paracualquier localización concebible en la cara, como mentón, pa-rasínfisis, borde inferior y rama de la mandíbula (ángulo), para-nasal, infraorbitario, maxilar, malar, suelo de la órbita y globoocular, dorso de la nariz y columela, así como el pabellón auricu-lar (fig. 8.1). La silicona sólida ofrece las ventajas de una fácil es-terilización por autoclave de vapor o radiación sin degradacióndel implante, ser fácilmente manipulable en quirófano con bis-turí o tijeras, mantener su flexibilidad dentro de un amplio in-tervalo de temperaturas, poderse fijar con puntos o tornillos através del implante y ser muy económica.

La silicona sólida es muy inerte químicamente, hidrófoba, ex-

tremadamente resistente a la degradación y no parece existir unatoxicidad clínica significativa y reacciones alérgicas. No se pro-duce crecimiento de tejido hacia su interior ni el implante se fijaa los tejidos, pues actúa como un espaciador relativamente iner-te con una encapsulación fibrosa bastante predecible que varíaescasamente, si acaso, durante períodos prolongados de implan-tación. Cuando el implante está sometido a cargas mecánicas,puede fragmentarse y producir sinovitis debido a sus propieda-des mecánicas deficientes. Por tanto, no se debe emplear en laarticulación temporomandibular como material de artroplastia ointerposición.

Politetrafluoroetileno

El politetrafluoroetileno representa un grupo muy biocompatiblede biomateriales basados en el carbono que se usan en casi todaslas especialidades quirúrgicas, así como en odontología. Tienen unesqueleto de etileno de carbono al que se unen cuatro moléculasde flúor (PTFE).

La unión del flúor sumamente reactivo al carbono crea un bio-material extremadamente estable que no es biodegradable en elorganismo debido a que no existe ninguna enzima conocida querompa los enlaces flúor-carbono2,3. Además de su estabilidad quí-mica, su superficie apenas es adherente, con propiedades antifric-ción importantes. Debido a la ausencia de entrecruzamiento ensu estructura molecular, es muy flexible y tiene escasa resistenciatensil.

El politetrafluoroetileno se introdujo originalmente en la crugía facial en los años ochenta como material de aumento equelético conocido como Proplast, en el que se combinaba cgrafito (Proplast I), alúmina (Proplast II) o hidroxiapati(Proplast-HA) preformado o en forma de bloques para implante facial. Ya no está disponible en los Estados Unidos dbido a su retirada por su uso incorrecto en la articulación temporomandibular como prótesis meniscal o como parte de fosa glenoidea o de las prótesis articulares condíleas en donquedaba expuesto a cargas que producían su delaminaciófragmentación, particulación y consiguientes reacciones cuerpo extraño.

El politetrafluoroetileno ha experimentado un «renacimieto» como material de aumento subcutáneo. Basándose en amplia experiencia de los fabricantes en otros implantes qurúrgicos compuestos de PTFE (prótesis vasculares, parches dtejidos blandos, suturas), se dispone de diversos bloques, implantes preformados, tiras y cintas para aumento facial en clocación subperióstica o subdérmica (fig. 8.2). Esencialmentel material está compuesto por finas fibras expandidas de potetrafluoroetileno que están orientadas y unidas por piezas sódas del mismo material. La composición fibrilar produce abeturas no interconectadas en su superficie con tamaños de poro 10-30 µm. Esto permite un cierto crecimiento de los tejidblandos hacia el interior, una menor encapsulación fibrosauna escasa tendencia a la migración. Es fácil dar forma al mat

rial con bisturí o tijeras, se puede reesterilizar si no se empl(estable hasta temperaturas de 160 ºC), se introduce con batante facilidad a través del tejido celular subcutáneo y en el rceptáculo tisular y se puede anclar a los tejidos adyacentes mdiante suturas o tornillos.

Con su historia prolongada de uso como prótesis vasculardesde 1975 y en otras aplicaciones de cirugía abdominal o trácica, su seguridad clínica está bien definida y se han realizaestudios histológicos extensos de su respuesta tisular. Se aprobado como material de implante facial desde 1994 y se ha usdo ampliamente para la implantación subdérmica en labiopliegues nasolabiales, glabela, dorso de la nariz y otros defectsubcutáneos de la cara, para la suspensión de tejidos ptósic

Tipos de implantes aloplásticos 14

(a) (b)

Fig. 8.1: Implantes de silicona disponibles para una amplia variedad de intervenciones de contorneado facial. (a) Implantes de mentón.(b) Implantes malares.


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del párpado y la cara y para el aumento óseo de las regionesmedia de la cara, malar y mandibular4,5. En forma de bloques,se ha mejorado su deformabilidad a la compresión con la adi-ción de capas de refuerzo. Es fácil de retirar del tejido subcu-táneo debido a la ausencia de crecimiento de tejido en su inte-rior, lo cual resulta una ventaja en caso de infección o de quesea necesario un aumento o modificación secundaria del im-plante. En las áreas de piel fina con poco tejido celular subcu-táneo (p. ej., dorso de la nariz), el politetrafluoroetileno, aligual que otros materiales inorgánicos, debe ser utilizado conprecaución debido al mayor riesgo de complicaciones secunda-rias6.

Polietileno

Este biomaterial tiene una estructura simple de cadena de carbo-no que se diferencia del PTFE por la ausencia de fluoración delmonómero de etileno. En la actualidad está comercializado entres grados principales: polietileno (PE) de baja y alta densidad yde ultraalto peso molecular. El PE de ultraalto peso molecular seemplea para fabricar implantes ortopédicos que soportan carga,debido a sus buenas características mecánicas con escasa tenden-cia a la formación de grietas. El PE de alta densidad (HDPE) seutiliza en cirugía facial debido a su elevada resistencia tensil res-pecto a los de bajo peso. Al igual que el politetrafluoroetileno, noes reabsorbible y es sumamente biocompatible sin tendencia a

provocar reacciones inflamatorias crónicas. Mientras que HDPE yPTFE son químicamente similares, el HDPE tiene una consisten-cia mucho más firme que resiste fuerzas de compresión, pero conuna cierta flexibilidad. Además, presenta porosidad en su interiorcon un tamaño de poro entre 125 y 250 µm, lo que permite uncrecimiento fibrovascular extenso hacia el interior del implante.En determinadas circunstancias aparece un crecimiento limitadode hueso en su interior, pero el material no debe considerarse os-teoconductivo.

Aunque se fabrica en distintas formas físicas, en un principiose empleó notablemente en forma de malla para la reconstruc-ción de la pared abdominal y torácica y todavía es el preferidopor algunos cirujanos por su mayor resistencia tensil. Más re-

cientemente, el polietileno de alta densidad (HDPE) se halizado con buenos resultados como material de aumento faexiste una gran variedad de implantes faciales, auricularesbitarios y craneales preformados7,8 (fig. 8.3). El crecimientbroso en su interior tiene varias consecuencias clínicas imtantes: estabilización final del implante en el lugar recepmayor dificultad para su extracción secundaria y movilizamínima (resorción del hueso subyacente) del implante ennas de tensión de los tejidos blandos (p. ej., mentón). El ptileno de alta densidad puede ser moldeado intraoperatmente con cierta dificultad en comparación con otros biomriales más blandos, puede ser cargado de antibióticos medimpregnación al vacío con una jeringa (desplaza el aire en e

terior del material, que es hidrófobo) y puede ser perforafijado sin romperse. Se debe tener precaución al colocarlouna cobertura fina de tejidos blandos, ya que puede quedapuesto después de un traumatismo o infectarse postemente.


(a) (b)

Fig. 8.2: Implantes de politetrafluoruro de etileno expandido disponibles en forma de tiras y cordones para implantación subcutánea y en blo(a) preformados (b) para implantación subperióstica.

Fig. 8.3: Implantes craneofaciales de polietileno que muestran lasuperficie porosa del material y diversas aplicaciones faciales enaposición.


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Poliésteres

Los compuestos de poliéster son una de las familias de bioma-teriales empleadas más ampliamente en cirugía. Éstos incluyenun grupo diverso de implantes quirúrgicos con distintas formas(p. ej., suturas, mallas, prótesis vasculares, placas y tornillos) ylugares de implantación tisular, con propiedades físicas que os-cilan desde implantes reabsorbibles a permanentes. Están com-puestos de largos polímeros termoplásicos lineales aromáticos(permanentes) o alifáticos (reabsorbibles) por el estableci-miento de enlaces éster entre los carbonos.

Tereftalato de polietileno

Además de materiales de sutura, los implantes quirúrgicos másconocidos de este grupo son las mallas sintéticas como dacrony también conocido como tereftalato de polietileno (PET).Este material tiene una larga historia como prótesis vascularesarteriales tejidas o de malla. Al igual que el Marlex, la malla detereftalato de polietileno también se emplea como refuerzo dela pared abdominal y torácica. La malla tejida multifilamentoes esencialmente arreactiva, queda incluida en una matriz fi-brosa entrelazada y no es reabsorbible. Tiene unas aplicacioneslimitadas en cirugía facial, pero algunos autores la empleancomo material de aumento facial y nasal. Actualmente se utili-za fundamentalmente en genioplastias, en las que estas mallasse enrollan, conforman, suturan e introducen en la región sinfi-saria9. Debido al crecimiento fibroso en su interior y a su flexi-bilidad blanda, el implante suele quedar fijo en su lugar sin quesean palpables sus bordes. Sin embargo, su extracción secunda-ria resulta difícil y suele ser necesario extirpar un manguito detejido circundante. Por esta razón, se debe evitar el uso de lasmallas de tereftalato de polietileno en las zonas de piel fina (p.ej., nariz).

Un uso especial de las mallas de tereftalato de polietileno fuesu aplicación como material de reconstrucción craneofacial conrefuerzo de poliuretano. Disponible tanto en formas de im-plante de reconstrucción mandibular como de lámina para co-bertura craneal, proporcionaba la posibilidad de usarlo comomaterial poroso para la contención de injertos óseos o la cober-tura de defectos. Debido al desarrollo de mallas metálicas yotros sistemas de reconstrucción metálicos más estables, losimplantes de Dacron-poliuretano apenas se utilizan en la ac-tualidad.

Polímeros reabsorbibles

Los poliésteres alifáticos son la clase de polímeros reabsorbiblesmás empleados en cirugía actualmente y los poli(α-hidroxi)áci-dos, formados por anillos de seis lactonas conocidos como lácti-

do y glicólido, comprenden la mayoría de los implantes reabsor-bibles que se venden hoy día. Mediante la polimerización conapertura del anillo, se crean los homopolímeros de poliláctico(PLA) y poliglicólico (PGA). Con más de 20 años de uso en se-res humanos, estos polímeros reabsorbibles tienen una gran segu-ridad, lo que justifica la gran variedad de implantes quirúrgicosexistentes.

Si bien la aplicación clínica de estos polímeros oscila desde lareparación y regeneración de tejidos a la administración de fár-macos en una amplia variedad de especialidades médicas yodontológicas, inicialmente acapararon la atención en cirugíapara la fabricación de suturas trenzadas. Comenzó con la intro-ducción de la sutura de PGA puro en 1971, seguida poco des-

pués de un copolímero de PGA/PLA (Vicryl, 90% PGA/10PLA). Más recientemente, se han conseguido mejoras de spropiedades de manipulación con el desarrollo de suturas monofilamento reabsorbibles suaves compuestas de nuevpoli(α-hidroxi)ácidos, como el Maxon (poligluconato = coplímero de glicólido/carbonato de trimetileno) y Monocryl (pliglecaprona 25 = copolímero de glicólido/e-caprolactona).

Aparte de las suturas, la aplicación actual más común en c

rugía facial es como dispositivos de osteosíntesis. Introduciden 1996, se dispone de placas y tornillos compuestos en u82% de poliláctico y un 18% de poliglicólico para aplicacioncraneomaxilofaciales. Esta combinación de copolímeros e vuelve el poliglicólico más hidrófilo y rápidamente reabsorbibcon el poliláctico más hidrófobo y de reabsorción muy lenpara producir dispositivos de osteosíntesis manufacturablque mantienen la resistencia lo suficiente (6-8 semanas) papermitir la consolidación del hueso craneofacial, a la vez quasegura su reabsorción completa final (aproximadamente año, dependiendo de la masa de polímero y del lugar de implantación) sin reacción inflamatoria.

Como material de sutura, la reabsorción de estos materiales un proceso bifásico que comienza con un proceso fisicoqu

mico de absorción de agua (hidrólisis), que separa los enlacéster, seguido de una respuesta metabólica celular con cremiento fibrovascular que permite que los macrófagos eliminlos restos monoméricos10. Como regla general, la reducción dpeso molecular mediante hidrólisis precede a la pérdida de rsistencia, que precede a su vez a la disminución de volumeDe este modo, un implante reabsorbible habrá perdido su rsistencia mecánica mucho antes de que se haya reabsorbido polímero. El uso de materiales poliméricos esencialmente amofos (escasos elementos cristalinos, bajo peso molecular) pareser el motivo principal por el que las experiencias negativas pr vias en cirugía maxilofacial y ortopédica, con inflamación y asencia de reabsorción del implante, no aparecen con los nuevimplantes reabsorbibles actuales. Aunque se emplearon inicia

mente en hueso inmaduro en cirugía craneofacial pediátricahora su uso se ha extendido con buenos resultados a las fractras de la parte media de la cara11,12 (fig. 8.4). Son necesarios etudios adicionales para determinar su eficacia potencial en apcaciones en huesos que soportan más carga, como la mandíbu

Dado el gran número de implantes reabsorbibles que se usactualmente en cirugía ortopédica (anclaje de suturas, agujóseas, grapas meniscales, placas y tornillos) y los nuevpoli(α)ésteres y métodos de fabricación disponibles, en el futro inmediato es muy probable que se disponga de diferentes vriedades poliméricas de implantes reabsorbibles para cirugía crneomaxilofacial.

PoliamidaLas poliamidas son organopolímeros derivados del nailon, relacnados químicamente la familia de los poliésteres, y mejor conodos por su uso clínico en mallas3. Son muy hidroscópicos, inestbles estructuralmente in vivo y sufren degradación hidrolíticHistológicamente, el material se degrada y provoca una reaccileve de cuerpo extraño. Si bien se llegaron a emplear para modficar el contorno nasal y en genioplastias de aumento, la expriencia clínica demostró que con el tiempo surge fibrosis y reasorción del material. Aunque todavía es usado por algunos cirunos en la reconstrucción del suelo de la órbita, en la actualideste material prácticamente sólo tiene interés histórico.



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Cemento acrílicoLos biomateriales acrílicos son derivados de ésteres polimeriza-dos de ácido acrílico o metilacrílico. Con una larga historia deuso en cirugía ortopédica como cemento óseo para prótesis arti-culares, la resina de polimetilmetacrilato (PMMA) se elabora enquirófano (fraguado en frío) mezclando el monómero líquidocon un polímero en polvo. Se produce una reacción exotérmica(la temperatura puede alcanzar los 80 ºC) al fraguar los dos po-límeros (8-10 minutos), lo que da lugar a un plástico rígido casitranslúcido. Aunque el monómero es extremadamente alergéni-co y citotóxico, la mezcla y posterior polimerización tienen lugarfuera del organismo y muy poco monómero llega a tener contac-to con los tejidos. Una vez formado, el PMMA es impermeable,

no biodegradable y es tolerado por el organismo al desarrollaruna cápsula fibrosa relativamente avascular. Si bien en cirugía or-topédica tiene una larga historia de uso como cemento óseo parala fijación de prótesis articulares, en cirugía plástica se ha usadoprincipalmente en craneoplastias para rellenar defectos cranea-les de espesor completo o para el contorneado secundario de lafrente13 (fig. 8.5).

En concreto, se trata de una mezcla en polvo de polímero demetilmetacrilato y copolímero de metilmetacrilato-estireno yun monómero de peróxido bencílico, siendo esencialmenteidéntico a los materiales acrílicos que se emplean en odontolo-gía. Esta mezcla ofrece numerosas ventajas para estas interven-ciones tales como un coste muy bajo, su elaboración y adapta-

ción intraoperatoria (se puede retocar con una fresa de mdespués de haber fraguado), se pueden añadir antibióticmezclar antibiótico en polvo con la resina acrílica, es muy ddera y puede ser calentada y sometida al autoclave sin qumodifiquen sus propiedades físicas. Pese a que el polimetitacrilato es rígido, su uso combinado con una malla metálicrefuerzo disminuye el riesgo de fractura con el impacto aproxima a la resistencia del hueso del cráneo. Debido a lpacidad de impregnación con antibiótico y a su demostradberación postoperatoria, se han empleado cuentas de PMMel tratamiento de fracturas craneofaciales infectadas y enconstrucciones.

Sin embargo, el PMMA presenta varias desventajas pecres. Tiene un olor profundo y desagradable cuando se me

lo que ha producido reacciones alérgicas en personal de qufano por los gases liberados (el personal de quirófano femno que está embarazado o que pudiera estarlo debe salimismo), las elevadas temperaturas de fraguado hacen necrio un lavado con suero para enfriarlo hasta que consolide, de evitar la lesión térmica de los tejidos adyacentes, y preta una adhesividad muy alta a las bacterias, lo que hace qutolere muy mal cuando se ha infectado o está próximo a l vidad bucal, los senos paranasales o los tejidos en que ha hdo una infección recientemente14. Además, en las craneotias pediátricas con implantes duraderos puede surgir un agazamiento de la piel suprayacente, exposición del implaninfecciones.


(a)

(c)

(b)

Fig. 8.4: (a) Placa y tornillos craneomaxilofaciales para hueso depolímero reabsorbible empleados en la síntesis de fracturas faciale(b) Síntesis de una fractura cigomática con injertos de hueso crantravés de la cara del maxilar. (c) Síntesis de una fractura del rebordinfraorbitario.


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Una variedad de PMMA con algunas propiedades físicas di-ferentes es el HTR, un acrónimo de hard tissue replacement(sustitutivo óseo). Es un compuesto de polimetilmetacrilato(PMMA) y polihidroxietilmetacrilato (pHEMA) que tiene unaresistencia importante, porosidad interconectada e hidrofilianotable y está cubierto de hidróxido de calcio, que le dota deuna carga superficial negativa. Aunque tiene una larga historiade empleo en odontología y en implantes de mandíbula comosustitutivo óseo granulado, también está disponible como im-plante craneofacial preformado (fraguado en caliente), que sefabrica a medida según el defecto del paciente a partir de unaTC (HTR-PMI). Resulta útil para rellenar grandes defectos deespesor completo que afectan al cráneo, la región frontal y la

órbita cuando no se dispone de material autólogo suficiente o seasocia a una morbilidad excesiva de la zona donante (fig. 8.6).Esta situación se produce cuando los colgajos óseos de la cra-neotomía se pierden por una infección postoperatoria o cuandoexiste una pérdida de hueso craneal por un traumatismo. A di-ferencia del PMMA tradicional, la porosidad interconectadadel material permite un intenso crecimiento fibrovascular en elinterior del implante y puede permitir un cierto crecimientode hueso en la interfase implante-tejido15. El diseño a medidadel implante permite realizar intervenciones reconstructorasque producen un contorno craneal óptimo en un período brevede tiempo quirúrgico. El encaje preciso del implante sobre eldefecto permite una buena estabilización o se puede perforar yutilizar sistemas de fijación. El coste de este sistema de re-

construcción es significativamente más elevado que el PMMA puro debido a la TC preoperatoria y al proceso de fabricaciónpreoperatorio del implante.

Metales

Los metales se han empleado en la cirugía facial durante las úl-timas tres décadas para la reconstrucción del cráneo, la repara-ción y reconstrucción de lesiones óseas craneofaciales y de laextremidad superior y más recientemente como complementoen la rehabilitación protésica oral y craneofacial. La biocompa-tibilidad de los implantes metálicos está determinada princi-palmente por las propiedades de su superficie y su resistencia a

la corrosión (conversión electroquímica de un metal en scomponentes básicos). Después de su implantación, se formrápidamente una capa de óxido sobre la superficie del metal,que determina su resistencia a la corrosión y la cantidad que

xivia del metal o de sus óxidos a los tejidos adyacentes16

. combinación de corrosión y liberación de iones puede provocdolor y reacciones tisulares localizadas en torno al implantque hacen necesaria su retirada. La migración de iones metácos a tejidos y órganos distantes ha sido bien documentadaunque sus repercusiones a largo plazo son desconocidas enactualidad.

Esencialmente, se han empleado con buenos resultados el acro inoxidable, el vitalio y el titanio para su implantación en serhumanos. Los implantes de acero inoxidable (aleaciones de mtal, níquel y molibdeno con una capa superficial de óxido de crmo), sin embargo, presentan un mayor potencial de corrosióuna mayor cantidad de liberación de iones metálicos y es m


(a) (b)

Fig. 8.5: Monómero líquido y polímero de PMMA en polvo que se mezcla y fragua en quirófano para una craneoplastia frontal.(a) Componentes líquido y en polvo. (b) Craneoplastia frontal fraguada in situ.

Fig. 8.6: Implante craneal generado por ordenador, compuesto degránulos sinterizados de HTR que crean una prótesis anatómica conporosidad interconectada, para la reconstrucción de un defectofrontoorbitario extenso.


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probable que haya que extraerlos secundariamente. El contenidoen níquel también contribuye a aumentar la incidencia de reac-ciones alérgicas. Como resultado de ello, el uso de implantes cra-neofaciales de acero inoxidable ha disminuido notablemente. El vitalio fue introducido en los años treinta para tratar de superarlos problemas de corrosión del acero inoxidable. Es una aleaciónde cromo y cobalto con una resistencia comparable a la del aceroinoxidable y su aplicación en sistemas de placas para osteosíntesis

en los años ochenta ayudó a revolucionar la cirugía del esqueletofacial17. Aunque también forma una capa superficial de óxido decromo, es mucho más resistente a la corrosión que el acero inoxi-dable debido a su mayor concentración de cromo en la aleación. A causa de los artefactos de dispersión y su interferencia en la ra-diología, el vitalio ha perdido el favor en la mayoría de las indica-ciones craneofaciales debido a la mayor popularidad del titanio, alque no le afectan estas cuestiones.

A diferencia de otros metales que se utilizan en dispositivosmédicos, el titanio es un metal puro (elemento 22 de la tabla pe-riódica) y, quizá por esta razón, no hay casos publicados de aler-gia, toxicidad o carcinogenia con titanio. La forma más frecuen-te en que se fabrica y emplea clínicamente es como titanio puroo como una aleación con pequeñas cantidades de otros metales

(p. ej., Ti-6A1-4V, 6% de aluminio y 4% de vanadio), que mejo-ra considerablemente la resistencia del material. El titanio formauna capa superficial de óxido de titanio que es muy adherente y

presenta una alta resistencia a la corrosión e, incluso si se dacapa de óxido, se regenera en milisegundos. La mayor resistea la corrosión hace que el titanio sea muy biocompatible. Amás, la baja densidad del metal hace que tenga una atenuamínima a los rayos X y, por tanto, no produce artefactos eimágenes de TC y RM. Estas propiedades, combinadas con ssistencia, hacen del titanio el mejor metal disponible en la alidad para las exigencias de la fijación ósea craneomaxilofac

(fig. 8.7).El titanio ha desempeñado un papel único debido a su asción con el concepto de osteointegración. La osteointegraciódefine como un contacto directo entre el metal y el hueso, sininterfase fibrosa, a nivel de microscopia óptica. Esta reacciócatricial proporciona la estabilidad necesaria para la retencilargo plazo de las prótesis dentales de anclaje óseo. Aunque lacompatibilidad del titanio para este objetivo es importante, bién contribuyen otros parámetros, como la técnica quirú(manteniendo la agresión térmica al hueso durante el fresado anos de 44 ºC), la calidad ósea del lecho del implante, el diseñimplante y la exposición a las condiciones de carga en lo refera intensidad y duración19. El principio científico de la osteointción de implantes de titanio ha revolucionado la reconstruc

protésica de la mandíbula y el maxilar sin dientes, así como los implantes dentales aislados. Su éxito en el exigente entintraoral ha generado numerosas aplicaciones craneofac


(a) (b)

(c)

Fig. 8.7: (a) Las placas y los tornillos de titanio son el métodoestándar de fijación metálica de todas las fracturas faciales. (b) Sínde una fractura compleja cigomática frontoorbitaria. (c) Síntesis duna fractura sinfisaria mandibular.


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para la fijación extraoral de prótesis faciales e implantes auditi-

vos con una tasa de integración razonable, incluso en hueso irra-diado (fig. 8.8).Las aplicaciones más nuevas del titanio son las suturas con an-

claje óseo. En forma de tornillo de anclaje de titanio o de anclaje óseo autodesplegable, están diseñados para ser implantados enel hueso con suturas reabsorbibles o permanentes. El anclaje desutura está compuesto de un cuerpo de titanio con arcos inter-nos de alambre (que se separan tras la inserción del anclaje)constituidos por una aleación de titanio-níquel. Esto proporcio-na un método de fijación seguro para anclar los tejidos blandos alhueso. Aunque se emplean fundamentalmente en cirugía orto-pédica, su continuo perfeccionamiento y miniaturización hanoriginado algunas aplicaciones en cirugía facial, tales como la re-colocación del canto orbitario y la reinserción y suspensión de los

tejidos blandos faciales20

.Últimamente se ha comenzado a usar el oro. Aunque fue unode los primeros implantes quirúrgicos, el oro sólo se utiliza confrecuencia actualmente en odontología. A diferencias de otrosmetales puros, el oro es un metal noble (número 79 en la tablaperiódica), que no desarrolla una capa de óxido tras su implanta-ción. En consecuencia, es tolerado excepcionalmente por el orga-nismo, pero generalmente no se emplea como implante conven-cional metálico debido a su falta de resistencia y precio. Tiene unuso en cirugía como implante en el párpado superior para el tra-tamiento de la ptosis adquirida en las parálisis del nervio facial21.Está constituido por oro puro en un 99,99% y está disponible enesferas de distintos tamaños con pesos entre 0,6 y 1,6 gramos.Los implantes de oro se colocan en el plano subcutáneo por encima

del tarso y tienen una tasa baja de exposición y expulsión postope-ratoria (fig. 8.9).

Fosfato cálcico

Los implantes de fosfato cálcico se han comercializado durantecerca de 20 años como material sustitutivo óseo o de aumento. A diferencia de la mayoría de los otros materiales aloplásticos, sonbioactivos (osteoconductivos) y tienen el potencial de presentarcrecimiento de tejido en su interior e integrarse en la zona recep-tora. Como resultado, son bien tolerados sin prácticamente res-puesta inflamatoria, una mínima encapsulación fibrosa y sin efec-tos negativos sobre la mineralización local del hueso. Los mate-

riales de fosfato cálcico no son tan osteoconductivos por sí mmos, pero proporcionan el sustrato físico sobre el que puede dpositarse hueso nuevo de superficies adyacentes y guiarse a zonas ocupadas por el material.

Muchos materiales de fosfato cálcico disponibles en la actualidse fabrican en forma de hidroxiapatita (HA)(Ca10(PO4)6(OH)que es el principal componente inorgánico del hueso y constitu

hasta el 70% del esqueleto calcificado. Puede fabricarse en formde apatitas cerámicas o no cerámicas y elaborarse en configuciones físicas muy distintas.

La hidroxiapatita cerámica consta de cristales sinterizados a tas temperaturas en forma de sólidos duros no reabsorbibles. Icialmente, aparecieron en forma de gránulos densos o bloques,comercializaron a principios de los años ochenta y se emplearen la reconstrucción maxilofacial, especialmente para la recontrucción del surco alveolar. La presentación en gránulos densera propensa a migrar antes de que se hubiera producido un crcimiento fibroóseo significativo y los bloques densos eran difícide modelar, con tendencia a ser expulsados. Por tanto, los implantes de HA densa fueron sustituidos por estructuras físic


(a) (b)

Fig. 8.8: Implantes endoóseos de titanio colocados en la mastoides para la sujeción de una prótesis auditiva tras una pérdida traumática de laoreja. (a) Situación preoperatoria. (b) Pabellón auricular protésico postoperatorio.

Fig. 8.9: Implante de oro insertado en el párpado superior para eltratamiento del lagoftalmos en una parálisis traumática del nerviofacial.


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distintas. Las formas porosas de HA se basan en la estructura delos corales marinos (esqueleto de carbonato cálcico) que tienenuna porosidad interconectada de un tamaño (50-200 µm.) quepermite un crecimiento fibrovascular y óseo en su interior, asícomo la resorción mediada por células y la sustitución ósea. Delas formas porosas de HA disponibles, los gránulos han alcanzadola mayor popularidad como material de aumento para el esquele-to craneofacial22 (fig. 8.10). Los bloques se han utilizado princi-palmente como material de interposición en osteotomías faciales,se modelan y conforman con dificultad debido a su fragilidad y nodeben ser usados en zonas de carga de la cara. Después de com-pletarse el crecimiento de tejido, cerca de la mitad del bloquepermanece en forma de HA residual que parece reabsorberse,aunque muy lentamente a una tasa de un 1% anual, aproximada-mente. Aunque resulta muy bien tolerado y es muy biocompati-ble, la hidroxiapatita preformada ha sido de menor utilidad a lainicialmente esperada debido a su manipulación continuada, su

dificultad para mantenerse en el lugar receptor, su incapacpara tolerar cualquier carga significativa y su escaso o nulo replazo por hueso.

Las formas no cerámicas (es decir, no sinterizadas para genuna estructura física estable) de hidroxiapatita se presentaforma de polvo y líquido que se mezcla intraoperatoriampara rellenar o modificar el contorno de los defectos óseos y vertirse in vivo en hidroxiapatita pura por cristalización disin formación de calor23. Existen en la actualidad múltiples vdades de estas mezclas que forman un cemento denso que fren 5-30 minutos, dependiendo del tipo de polvo de fosfato cco y del disolvente líquido empleado. Después del fraguadtraoperatorio, el material se convierte en hidroxiapatita en ho días. Debido a su limitada resistencia al cizallamiento, su urestringe a las zonas craneofaciales que no soportan carga cun injerto de aposición para modificar los contornos24 (fig. 8Los estudios experimentales en animales indican que el c


(a) (b)

Fig. 8.10: (a) Gránulos de hidroxiapatita porosa empleados para rellenar un pequeño defecto de la bóveda craneal frontal. Gránulos, ×10. (b) Gráempleados para cubrir un defecto craneal pequeño de espesor parcial que se mantienen en posición con una malla reabsorbible para evitar sumigración.

(a) (b)

Fig. 8.11: (a) Compuesto de hidroxiapatita en polvo y líquido empleado para la reconstrucción de un hundimiento traumático del hueso frondespués de haber estabilizado el hueso circundante. (b) Imagen histológica que muestra la naturaleza no porosa de este material fraguado ydescalcificado, tinción de Goldner, ×10.


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miento fibrovascular se sigue de una reabsorción lenta del mate-rial sin cambios en la forma y de sustitución ósea. Sin embargo, enlos seres humanos todavía no se han confirmado una sustitución yun crecimiento óseo significativos. Todavía se desconoce si estecomportamiento biológico se modifica con períodos más largos deimplantación (p. ej., 5-10 años) debido a su corta experiencia clí-nica. La ausencia de cambios en la forma postoperatoria hace quese trate de un material ideal para la reconstrucción por yuxtapo-

sición sobre el lecho óseo.

Cianoacrilato

El uso de adhesivos tisulares en cirugía ha sido estudiado duran-te cerca de tres décadas en diversas aplicaciones tales como ad-herencias de tejidos y cierre de heridas, embolización vascular,hemostasia, sellado de fístulas de líquido cefalorraquídeo y apli-cación de injertos de piel. Históricamente, los adhesivos de fi-brina autóloga y homóloga han sido los más usados en estas apli-caciones debido a su seguridad y fiabilidad. Los derivados sinté-ticos del cianoacrilato, descritos por primera vez en 1949, apesar de su tremenda popularidad en aplicaciones no médicas,no han sido tan exitosos en aplicaciones quirúrgicas debido a sus

problemas de manejo e histotoxicidad. Las reacciones tisularesadversas son consecuencia de los productos de degradación delpolímero de cianoacrilato, cianoacetato y formaldehído. Estadegradación depende de la longitud del grupo alquilo (R) delderivado del cianoacrilato. Los derivados de cadena más cortacomo los metil y etilcianoacrilatos se degradan con rapidez,pero tienen una mayor toxicidad tisular que los de cadena máslarga, como el butil-2-cianoacrilato. El butil-2-cianoacrilatotiene la suficiente fuerza y fiabilidad para el cierre de la piel ysu uso está aprobado en Europa y Canadá, pero no en EstadosUnidos.

Un derivado más reciente del cianoacrilato, el octil-2-cianoa-crilato ha sido aprobado para el cierre de la piel en Estados Uni-dos. Tiene un radical alquilo de ocho carbonos unido al grupo

carboxilo, lo que reduce su degradación y la liberación de sub-productos a los tejidos circundantes. Además, se han añadidoplastificadores que hacen que el adhesivo sea más resistente(tres veces más resistente que el butil-2-cianocrilato) y más du-radero, pero permitiendo la flexión de la piel. Múltiples estu-

dios han demostrado su equivalencia a las suturas de 5-0 y 6en cirugía facial estética y para la reparación de heridas traumticas en la cara25 (fig.8.12). Es importante recordar, sin embgo, que sigue siendo necesaria una buena aproximación dedermis (en las heridas que afectan a todo el grosor de la dermy la piel superficial debe mantenerse aproximada al aplicar adhesivo para evitar la introducción del polímero de cianoaclato en el interior de la herida, que podría retrasar o impedir

cicatrización. El coste de una sola ampolla del material (genralmente suficiente para cubrir de 15-20 cm) es aproximadmente el doble del de una sutura convencional de nailon paramismo tamaño de herida.

Tratamiento de las infeccionesde material aloplástico

Si bien en cualquier intervención en que se coloca un implanpueden aparecer diversas complicaciones (p. ej., migración, epulsión, palpabilidad)26, el factor común que es compartido ptodos los biomateriales es el riesgo de infección. La adhesión bacterias a la superficie de un biomaterial implantado es un pa

esencial en la patogenia de la infección y se ha descrito como proceso en dos etapas. Existe una fase física reversible inicial (teracción fisicoquímica entre las bacterias y la superficie del mterial) y una fase celular irreversible (interacciones celulares etre las bacterias y la superficie del material). La fijación inicial las bacterias a la superficie del material es el comienzo de la ahesión y se produce por el contacto entre ambas, desencadenapor una serie de fuerzas físicas, y puede ser neutralizada mediate lavado mecánico o irrigación. En la segunda fase, se produuna adherencia más firme de las bacterias a la superficie mediate diversas estructuras poliméricas en la superficie bacteriancomo cápsulas o vellosidades. Una vez que han quedado firmmente adheridas, esta biopelícula origina colonización, proteccifrente a la fagocitosis, interferencia en la respuesta inmunita

celular y reducción de la eficacia de los antibióticos. Es probabque la fase reversible se produzca en el quirófano durante la implantación y que la segunda fase tenga lugar en el período pooperatorio precoz, que coincide con el momento de aparición un gran número de infecciones de implantes, que se manifiest

Tratamiento de las infecciones de material aloplástico 14

(a) (b)

Fig. 8.12: Adhesivo cutáneo de octil-2-cianoacrilato empleado en una herida incisa facial extensa por cristales en un accidente de tráfico.(a) Herida abierta. (b) Cierre de la epidermis con adhesivo tras realizar la sutura de la dermis.


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típicamente al cabo de semanas o meses de la cirugía inicial27. Lasinfecciones de material aloplástico que aparecen años después dela colocación del implante deben originarse por diseminación he-matógena o por inoculación directa a través de la cápsula circun-dante (p. ej., inyección con agujas, cirugía secundaria).

Cuando se produce una infección purulenta, la administraciónde antibióticos y el drenaje no suelen ofrecer una solución per-manente. Una vez establecida, la biopelícula bacteriana es esen-

cialmente impenetrable a los antibióticos. En este punto, se acon-seja el drenaje y la retirada del implante. No se debe realizar lareimplantación en al menos 3-6 meses para permitir la resolucióncompleta de la infección y la inflamación de los tejidos circun-dantes. Se puede valorar la posibilidad de salvar el implante alo-plástico mediante su retirada, irrigación profusa de la zona, cepi-llado mecánico y esterilización del implante para eliminar la bio-película, su reinserción y un ciclo antibiótico postoperatorioprolongado, siempre que el paciente comprenda los riesgos inhe-rentes de la infección recidivante con este método.

Se ha demostrado que numerosas características de los bioma-teriales tienen influencia en la adhesividad bacteriana, como lacomposición química del material (p. ej., S. epidermidis causa amenudo infecciones de implantes de polímeros, S. aureus suele

hallarse en infecciones de implantes metálicos), la rugosidad delimplante (las superficies irregulares favorecen habitualmente laadhesión de las bacterias), la configuración de la superficie (lasbacterias colonizan preferiblemente las superficies de materialesporosos) y la hidrofobicidad de la superficie (los materiales hi-drófilos son más resistentes a la adhesividad bacteriana que loshidrófobos)27. Esto sugeriría que los biomateriales lisos, no poro-sos y no reabsorbibles tienen una menor tasa de infección. Sinembargo, las infecciones de materiales aloplásticos son multifac-toriales y las interacciones huésped-implante son mucho máscomplejas que esta explicación simplista. No queda claro en elmomento actual si existen diferencias reales en el riesgo de infec-ción entre los diferentes materiales aloplásticos y los distintosproblemas clínicos que pretenden tratar.

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