Revista nº 800

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8 Antonio Jesús Láinez Ramos
Biomaterials for a cartilage model
INTRODUCCIÓN
El cartílago articular es un tejido altamente especializado que
cubre la epífisis de los huesos largos enfrentados en las diartrosis y
facilita su deslizamiento relativo gracias a sus propiedades físicas y
biológicas, entre las que destaca su deformabilidad, resistencia a la
compresión y deslizamiento a baja fricción (1-4). Desde el punto de
vista anatómico, el cartílago articular humano es macroscópicamente
blanco, brillante y firme, carece de vasos sanguíneos, linfáticos y
nervios y presenta un grosor variable entre 2 y 4 mm. Desde el punto
de vista histológico, el cartílago articular es un cartílago hialino con
un componente celular y otro extracelular. Las células principales
que conforman el cartílago articular son los condrocitos, de origen
mesenquimal, que suponen un 5% del tejido cartilaginoso y se
encargan de sintetizar, organizar y mantener la matriz extracelular
(MEC) (5, 6). Por su parte, la MEC es una estructura tridimensional
compleja compuesta por diversas sustancias, a saber, agua, colágeno
(fundamentalmente tipo II), glicosaminoglicanos, proteoglicanos
y otras proteínas. Desde el punto de vista biofísico, el cartílago
articular es un material poroso y viscoelástico en el que se distinguen
tres fases: una sólida (red de colágeno, 15-22% del peso húmedo, y
proteoglicanos, 4-7%del peso húmedo), una líquida acuosa (< 80%del
peso); y otra iónica (Na+, Ca2+, Cl-, etc.) (4-7). Estas tres fases actúan
conjuntamente y permiten que el cartílago soporte elevadas cargas
compresivas sin lesionarse (8).
Las lesiones del cartílago articular son muy frecuentes. Los
estudios epidemiológicos señalan que aproximadamente el 6% de los
adultos presentan una afección degenerativa de la rodilla, porcentaje
queaumentaal10%enpersonasmayoresde65años(9).Variosestudios
han informado de un porcentaje superior al 60% de lesiones condrales
en artroscopias de rodilla (10, 11). Estas lesiones pueden evolucionar
y producir artrosis, ocasionando un rápido deterioro del cartílago. Las
lesiones articulares no suelen producirse por mecanismos directos sino
por la variación de la magnitud o dirección de las cargas a lo largo del
tiempo sobre un cartílago, cada vez, en peores condiciones. El proceso
reparativo del cartílago articular consiste en el reemplazo de la MEC y
las células, dañadas o perdidas, por nuevo tejido. Por la baja densidad
celular y la incapacidad de los condrocitos para migrar hacia el defecto,
la reparación requiere un considerable esfuerzo en un tejido ya de por sí
comprometido por la falta de riego sanguíneo (12).
La elevada incidencia de lesiones condrales ha motivado la
realización de un amplio número de estudios con objeto de desarrollar
estrategias terapéuticas eficaces para subsanar los defectos del
cartílago articular. La mayor parte de estos ensayos se han realizado
sobre cartílago rotuliano, pues la patología articular es más frecuente
a este nivel. Sin embargo, pese a los esfuerzos realizados hasta la fecha,
la solución ideal aún parece lejos de llegar a la realidad clínica (13). Se
han ensayado diversas matrices biodegradables con la finalidad de ser
implantadas en la zona del defecto y favorecer el proceso de reparación
condral (14, 15). En este contexto, actualmente han cobrado gran
importancialoshidrogelesinyectables,especialmentelosqueincorporan
nanopartículas de hidroxiapatita (nHA), pues potencian la integración
del constructo condral a lamatriz ósea (16, 17). En este sentido, el papel
de la hidroxiapatita parece fundamental, hasta tal punto que algunos
autores han propuesto utilizarla incluso para favorecer la integración
cartílago-cartílago (en contenidos inferiores al 1%) (13, 17).
OBJETIVOS
El objetivo del presente trabajo es obtener biomateriales a
partir de la combinación de distintas proporciones de hidroxiapatita
(HA), quitosano (CS) y policaprolactona (PCL) con objeto de estudiar
algunas propiedades de interés y realizar un estudio comparativo
respecto al cartílago articular. De este modo, pretendemos
caracterizar un potencial modelo de cartílago articular artificial.
MATERIAL Y MÉTODOS
Para caracterizar los biomateriales se utilizaron diversos
productos químicos, incluyendo quitosano con un grado de
deacetilación de aproximadamente un 85% (Sigma Aldrich) y
policaprolactona (peso molecular 80.000 g mol-1, Sigma Aldrich).
Los ácidos y bases utilizados fueron provistos por el Departamento
de Histología de la Universidad de Granada y eran de grado
analítico. La HA fue sintetizada en laboratorio.
1. Síntesis de HA
La HA fue sintetizada mediante una variante del método
descrito en (18). Brevemente, se mezcló una disolución 0.6 M de
fosfato de diamonio con una suspensión 1 M de hidróxido cálcico
a partes iguales. El pH se ajustó a 11.5 mediante adición continua
de hidróxido sódico y se activó la reacción química mediante
calentamiento a 90 ºC durante una hora. Posteriormente se agitó la
disolución durante 2 horas y se dejó en reposo 2 días, obteniéndose
un precipitado de HA que fue posteriormente secado a 300 ºC
durante 2 horas.
2. Obtención de la matriz de CS-PCL y adición de la HA
sintetizada
La matriz de CS-PCL se obtuvo siguiendo una variante del
método descrito en (19). Brevemente, el CS se disolvió en una
disolución de ácido acético 1 M hasta obtener una disolución
al 3% en peso/volumen. Por otro lado, la PCL se disolvió en
una disolución de ácido acético glacial 1 M hasta obtener una
disolución al 3% en peso-volumen. Las disoluciones obtenidas se
mezclaron a 90 ºC durante 3 horas y se dejaron en reposo.
Para obtener los constructos finales se añadió disolución de
HA ajustada para obtener una cantidad teórica del 5% en peso de
HA en cada una de las combinaciones de CS-PCL. Finalmente se
obtuvieron las mezclas, resumidas en la Tabla 1.
3. Caracterización del biomaterial
Se evaluaron varios parámetros de las mezclas obtenidas, a
saber, humedad relativa, capacidad de absorción de agua, densidad,
porosidad volumétrica y procesamiento histológico. Las técnicas
y fórmulas utilizadas están descritas en la bibliografía (20-24).
Se tomaron entre 5 y 10 muestras de cada mezcla obtenida y se
anotaron, según procediese, los valores correspondientes.
3.1 Cálculo de la humedad relativa de las mezclas
Para calcular la humedad relativa de las mezclas obtenidas se
utilizó un higrómetro resistivo (Mastech® MS6900). Las muestras
tomadas presentaban una anchura superior a 20 mm (distancia
entre los electrodos). Posteriormente se compararon los resultados
de las cuatro mezclas con los del cartílago humano.
3.2 Cálculo de la capacidad de absorción de agua de las
muestras
Para calcular la capacidad de absorción de agua se siguió un
método similar al descrito en la bibliografía (25, 26). Brevemente,
las muestras se secaron en la estufa a 37 ºC durante 48 horas y
posteriormente se pesaron (W0). A continuación las muestras se
sumergieron en agua destilada a 25 ºC durante 24 horas. Finalmente
se secaron con papel absorbente para eliminar el exceso de agua de
la superficie y se pesaron de nuevo (W1). La capacidad de absorción
de agua se calculó mediante la fórmula:
ω = 100 × (W 1 − W0) / W0
Mezcla % en peso
de CS
% en peso
de PCL
% en peso
de HA
A 90 5 5
B 80 15 5
C 70 25 5
D 60 35 5