Manuale di Ortopedia e Traumatologia

Una delle prime definizioni di “biomateriale”, inteso come un “qualsiasi materiale utilizzato come impianto”, fu data nel 1967 dal Dr. Jonathan Cohen che, essendo ortopedico, si focalizzò su una gamma ristretta di potenziali applicazioni. Tuttavia, l’elenco dei biomateriali che propose: metalli; osso e suoi derivati usati come innesti; materie plastiche; ceramiche e compositi – può essere considerato quasi esaustivo a parte l’esclusione dei materiali biologici per cosi dire “soft” come collagene, cute o tessuto adiposo.

La definizione di biomateriale più ampiamente accettata, però, è stata effettivamente coniata nel 1991, durante la “Consensus Conference” (in cui ero membro del panel deliberante) che si tenne a Chester nel Regno Unito:

“Qualsiasi sostanza o combinazione di sostanze, diverse dai farmaci, di origine sintetica o naturale, che può essere utilizzata per qualsiasi periodo di tempo, che aumenta o sostituisce parzialmente o totalmente qualsiasi tessuto, organo o funzione del corpo, al fine di mantenere o migliorare la qualità della vita dell’individuo”¹.

I biomateriali di prima generazione furono selezionati per essere il più bioinerti possibile e quindi minimizzare il tessuto cicatriziale all’interfaccia con i tessuti ospiti in quanto l’assenza di risposte negative alla presenza di biomateriali in vivo era prioritaria, rispetto a loro potenziali benefici effetti bioattivi, mentre dal 1991 si introdusse il concetto di interazione del biomateriale con i tessuti e gli organi del corpo al fine di migliorare una specifica funzione od in senso più lato la qualità della vita.

I biomateriali, quindi, racchiudono una gamma così vasta di materiali che è necessario procedere ad un loro ordinamento sistematico, di fatto, i biomateriali possono essere classificati in diverse maniere, in base alle caratteristiche chimiche, al grado di interazione con l’ambiente biologico oppure in base alla loro origine.

A) in base alla loro origine li distinguiamo fra sintetici o naturali Quelli naturali ovviamente son quelli più antichi e sono i primi tentativi usati dall’uomo per riparare perdite di sostanza o addirittura di segmenti corporei che in base al livello di tecnologia richiesta possiamo sotto classificare in:

• primitivi: materiali naturali semplicemente adattati manualmente all’impiego (ad es. osso);
• manufatti con tecniche più complesse come la tessitura del lino, dei capelli, etc.;
• trasformati che richiedono conoscenze ulteriori in chimica o fisica come la riduzione dell’ossido di ferro e la metallurgia.

Questi materiali rappresentano il 100% dei materiali usati nel secolo scorso.

B) In base alle caratteristiche chimiche li distinguiamo principalmente in cinque categorie:

• metalli e leghe metalliche:
• caratterizzati da elevate proprietà meccaniche (modulo elastico, resistenza alla trazione, tenacità, resistenza a fatica);
• utilizzati in protesi ortopediche (anca, ginocchio, etc.), impianti dentali e mezzi di osteosintesi;
• esempi: acciai inossidabili (es. acciai austenitici), leghe di titanio (es. Ti-6Al-4V) e leghe di cromo-cobalto-molibdeno.
• Ceramici e vetroceramici (bioceramici):
• caratterizzati da buona biocompatibilità, inerzia chimica, elevata durezza e resistenza alla corrosione;
• utilizzati per riparare o sostituire tessuti ossei, in odontoiatria, nelle componenti articolari e come rivestimenti per impianti metallici.
• Si suddividono in:
  • ceramiche bioinerti (es. ossido di alluminio, ossido di zirconio);
  • ceramiche bioattive (es. idrossiapatite, fosfato di calcio, biovetri) che formano legami con il tessuto osseo e ne favoriscono la rigenerazione;
  • ceramiche bioassorbibili che si degradano e possono essere sostituite dal tessuto ospite.

• Polimerici (Plastici):
• possono essere sintetici (es. polietilene, silicone, poliuretano, PMMA) o di origine naturale (es. collagene, acido ialuronico, seta)²;
• utilizzati in protesi cardiovascolari, suture, cateteri, lenti a contatto e nel tissue engineering (ingegneria tissutale);
• alcuni sono biodegradabili e vengono riassorbiti dal corpo (es. acido polilattico – PLA, acido poliglicolico – PGA)³.
• Compositi:
• materiali costituiti dall’associazione fisica di due o più materiali diversi (es. polimero rinforzato con fibre di carbonio o particelle ceramiche);
• sviluppati per combinare le proprietà desiderate dei costituenti, ad esempio per migliorare le prestazioni meccaniche o l’interazione con l’osso;
• esempi: metalli rivestiti con ceramici, cementi osteoconduttivi (HA/PMMA)4.
• Biologici (o di derivazione biologica):
• materiali ottenuti da tessuti o sostanze naturali, spesso riprocessati (es. collagene, vene, pericardio, seta)⁵.

C) in base al grado di interazione con l’ambiente biologico con livelli di interazione crescente da 1 a 4:

1. Materiale non tossico, biocompatibile, che non scatena reazioni avverse significative – atto a sostituire fisicamente un tessuto danneggiato, minimizzando la risposta immunitaria.
2. Bioattività o bioriassorbibilità. Il materiale può essere: bioattivo (interagisce positivamente con l’ambiente biologico, es. stimola la crescita ossea) oppure riassorbibile – al fine di indurre una risposta biologica specifica o degradarsi per essere sostituito dal tessuto nativo⁶.
3. Bioattivo e bioriassorbibile – combina bioattività e riassorbibilità – agisce come scaffold per l’ingegneria tissutale, stimolando la rigenerazione e degradandosi completamente.
4. Biomimetico (o “intelligente”) – che mima i tessuti biologici nativi ed è capace di scambiare segnali con le cellule dell’ospite (smart materials) – al fine di sostituire e supportare il tessuto, integrandosi perfettamente e influenzandone positivamente i processi biologici⁷.

Le classi di materiali con cui l’ortopedico interagisce di più sono, certamente, i materiali metallici, ceramici e polimerici oltre ai bioriassorbibili (prevalentemente fili di sutura ed ancorette).

Soprattuto per i materiali metallici e ceramici è opportuno conoscerne le caratteristiche meccaniche più caratterizzanti come il modulo elastico, la resistenza alla trazione, la tenacità e la resistenza a fatica.

Modulo elastico

Il modulo elastico (o modulo di Young) è una grandezza fisica che misura la resistenza di un materiale alla deformazione elastica quando viene sottoposto a una sollecitazione di trazione o compressione.

In termini più precisi, il modulo elastico è definito come il rapporto tra la tensione (stress) e la deformazione (strain) in un materiale che si comporta in modo elastico e lineare (secondo la Legge di Hooke) (Fig. 1).

• Tensione (stress): è lo sforzo applicato al materiale, definito come forza per unità di area. Si misura in Pascal (Pa o N/m²)) o suoi multipli (come GigaPascal, GPa).
• Deformazione (strain): è l’allungamento o accorciamento relativo, definito come il rapporto tra la variazione di lunghezza e la lunghezza originale. È una grandezza adimensionale.
• Modulo Elastico: ha la stessa unità di misura della tensione (Pa o N/m²).

In sintesi:

• È una proprietà intrinseca del materiale, non dipende dalla geometria del campione (a differenza della rigidezza di un manufatto, che dipende anche dalla sua forma).
• Maggiore è il valore del modulo elastico, più rigido è il materiale (cioè, minore è la deformazione elastica risultante dall’applicazione di un dato carico): più la curva si trova sulle ascisse vicino allo zero, più il materiale è rigido ed ha un elevato modulo elastico, più la curva si sposta sulle ascisse lontano dallo zero, più il materiale è duttile e deformabile. In Tabella I sono riportate le principali caratteristiche dei materiali metallici e ceramici più utilizzati.

I polimeri sono ampiamente utilizzati negli impianti protesici, soprattutto come le componenti articolari, ne esistono di naturali, sintetici e compositi ma ci dedicheremo soprattutto al Polietilene ed al PoliMetilMetaAcrilato (PMMA).

Cenni storici.

• 1839: Charles Goodyear scoprì la vulcanizzazione della gomma, tipicamente resistente e elastica;
• 1912: sintesi in Russia del PVC (polivinilcloruro);
• 1930-1940: nascono il polistirene (PS), il polietilene (PE) lineare, il PMMA (Perspex) e il Nylon (PA);
• 1950: Sir Harold Ridley impianta la prima lente intraoculare in PMMA
• 1961: Otto Wichterle sviluppa le lenti a contatto morbide in PHEMA, un idrogel biocompatibile.

In questa disamina non si può tralasciare l’Italiano Giulio Natta (1903-1979), chimico ed ingegnere, che, nel 1954, sintetizzò il polipropilene isotattico, un polimero con struttura regolare con elevate proprietà meccaniche e chimiche, commercializzato con il nome Moplen, rivoluzionando l’industria della plastica e la nostra vita quotidiana per cui fu insignito nel 1963 del premio Nobel insieme a Ziegler per lo sviluppo del polietilene reticolato, con struttura molecolare regolare che ha avuto un impatto enorme su settori come imballaggi, tessile, elettronica e medicina ed ha segnato l’inizio dell’era della plastica moderna.

Classificazione schematica dei polimeri

In base all’origine:

• naturali: derivati biologici come collagene, alginato, chitosano;
• sintetici: prodotti chimicamente come polietilene, poliuretano, polimetilmetacrilato.

In base alla biodegradabilità:

• biodegradabili: si degradano nel corpo (es. PLA, PCL), utili per dispositivi temporanei;
• non biodegradabili: permanenti, usati in protesi e impianti a lungo termine.

In base alla struttura chimica:

• termoplastici: modellabili con il calore (es. polietilene);
• termoindurenti: induriscono irreversibilmente (es. resine epossidiche);
• copolimeri: combinazioni di due o più monomeri per ottenere proprietà specifiche.

Come è evidente si tratta una famiglia molto numerosa con caratteristiche simili ma con svantaggi e vantaggi, che andranno sempre approfonditi ed adattati allo specifico paziente.

Il PMMA

Scoperta

Il PMMA fu sviluppato negli anni ‘30 da Otto Röhm, chimico tedesco, che brevettò il materiale con il nome commerciale Plexiglass e polimerizzato a caldo, in atmosfera controllata, fu utilizzato per pareti ed oggetti trasparenti, perché più leggero e più conformabile del vetro e, durante la seconda guerra mondiale, anche per realizzare i parabrezza ed i finestrini degli aerei e per le cupole dei periscopi dei sottomarini, grazie alla sua trasparenza (92% di trasmissione della luce), alla buona resistenza ed alla lavorabilità (facile da tagliare, modellare e incollare).

I primi ad utilizzarlo in campo biomedico furono gli odontoiatri per protesi dentarie e, dopo qualche anno, gli oculisti.

Infatti il primo impianto di lente intraoculare (IOL) in polimetilmetacrilato (PMMA) fu eseguito il 29 novembre 1949 da Sir Harold Ridley presso il St Thomas’ Hospital di Londra che, durante la seconda guerra mondiale, aveva osservato che i piloti della Royal Air Force feriti agli occhi da schegge di Perspex (PMMA) provenienti dai parabrezza degli aerei non sviluppavano nessuna reazione infiammatoria. Questo gli suggerì che il PMMA potesse essere biocompatibile e usato come materiale per lenti artificiali.

Il PMMA rimase il materiale standard per le IOL fino agli anni ‘80, quando furono introdotte le lenti flessibili (silicone, acrilico idrofobo/idrofilo) mentre in ortopedia (8) fu utilizzato da Sir John Charnley nel 1958 per fissare una protesi totale d’anca durante l’intervento, grazie alla scoperta della polimerizzazione a temperatura ambiente che a differenza della polimerizzazione a caldo (che richiedeva temperature elevate ed atmosfera controllata), avveniva a temperatura ambiente grazie all’uso di iniziatori chimici. Il manufatto finale si ottiene, infatti, miscelando monomero liquido (MMA) e polvere polimerica preformata (PMMA) con un Iniziatore, solitamente perossido di benzoile, ed un attivatore – amina terziaria (dimetil-p-toluidina) che genera una reazione esotermica di polimerizzazione che porta all’indurimento della mescola)⁹ lasciando, però, un tempo sufficiente, (variabile a seconda delle diverse viscosità), di modellazione ed applicazione al chirurgo.

Problemi, però, da tenere in considerazione:

• maggiore porosità, rispetto alla polimerizzazione a caldo, con proprietà meccaniche inferiori;
• la polimerizzazione esotermica, se non controllata, può causare necrosi termica nei tessuti contigui (usare sempre la tecnica di cementazione indicata dal produttore);
• possibile rilascio di monomero residuo (potenzialmente tossico) che può dare pericolose ipotensioni polmonari, soprattutto nell’applicazione acetabolare, – avvisare sempre l’anestesista delle fasi della cementazione;
• evitare sempre miscelazioni estemporanee (opacizzanti, antibiotico, etc.)

Principali tipologie di “cementi” PMMA:

• alta viscosità, miscelazione manuale;
• bassa viscosità, pressurizzazione, compattatori;
• miscelazione sotto vuoto, riduzione porosità;
• aggiunta di centratori e spaziatori per migliorare la meccanica dell’ancoraggio¹⁰;
• aggiunta di antibiotici o sostanze bioattive^11,12;
• bioingegnerizzazione “antisettica” delle superfici protesiche¹³.