Aumento oseo horizontal mediante regeneracio osea guiada

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Una variedad de membranas reabsorbibles han sido evaluadas para su uso en los procedimientos de regeneración ósea guiada (138, 200, 238) (Tabla 1). Membranas reabsorbibles tienen las siguientes ventajas: no es necesario para la cirugía de eliminación de la membrana y por lo tanto la eliminación de la necesidad de exponer el hueso regenerado; una gama más amplia de técnicas quirúrgicas posibles en la conexión del pilar; mejor relación coste-eficacia; y la disminución de la morbilidad del paciente. Sin embargo, la dificultad de mantener la función de barrera para un período de tiempo apropiado se considera un inconveniente principal de las membranas reabsorbibles. Además, dependiendo del material, el proceso de reabsorción de la membrana puede interferir con la cicatrización de la herida y la formación de hueso. Finalmente, la falta de estabilidad del material hace que el uso de materiales de membrana de soporte obligatorios.

Las membranas hechas de colágeno nativo presentan una buena integración de los tejidos, la vascularización y la biodegradación rápida y sin una reacción de cuerpo extraño (163, 180, 181).

Membranas de colágeno nativos están bien documentados y se ha demostrado para hacer buenos resultados y bajas tasas de complicaciones tanto en animales (101, 162, 196) y humana (93, 111, 149, 238) los estudios. Actualmente, las membranas de colágeno nativas son el tratamiento estándar para la mayoría de las indicaciones de regeneración ósea guiada (88). Otra ventaja de la utilización de membranas de colágeno nativos para la regeneración ósea guiada es la curación espontánea en presencia de dehiscencia de la mucosa. En contraste con las membranas no reabsorbibles, epitelización de la colágeno expuesto el logro de cierre de la herida secundaria es espontánea (73, 74, 238). Esta es una ventaja clínica significativa, ya que, en el caso de complicaciones de partes blandas, la membrana no requiere ningún intervenciones quirúrgicas y se puede dejar en su lugar.

Los principales inconvenientes de las membranas de colágeno nativo pueden ser causados por sus propiedades mecánicas desfavorables, como la mala resistencia al colapso (101, 190, 207, 236), y por la rápida degradación, resultando en una pérdida temprana de la función de barrera (143, 163 , 237). La rápida biodegradación de colágeno nativo por la actividad enzimática de los tejidos del huésped y los microbios se ha demostrado en modelos animales (181, 193, 195). Sin embargo, es importante destacar que el tiempo de degradación de colágeno nativo puede variar considerablemente, dependiendo de su fuente y su estructura original (180).

Varios, químicos y enzimáticos procesos físicos para las fibrillas de colágeno de reticulación se han desarrollado, con el fin de prolongar el tiempo de degradación de las membranas (25, 122, 144, 172, 235). Un estudio reciente sobre un modelo de rata evaluó ocho membranas de colágeno diferentes y encontró el mayor grado de reticulación para estar directamente relacionada con el tiempo de biodegradación prolongada, disminución de la integración del tejido y reacción a cuerpo extraño (181). Investigaciones histológicas mostraron que las células inflamatorias están implicados en el proceso de reabsorción de membranas de colágeno reticulados (21, 181).

Esto puede explicar el aumento de la frecuencia de dehiscencia de la mucosa con alteración de la cicatrización de los tejidos blandos y de infecciones de la herida que se produjo en los ensayos clínicos (3, 14). En contraste, otros estudios preclínicos y clínicos mostraron resultados prometedores para membranas de colágeno reticulados, exhibiendo la integración tisular adecuada y la regeneración ósea exitoso que fueron similares o incluso superiores, a los obtenidos cuando se utiliza membranas de colágeno nativos (72, 149, 193, 223 ). Además, varios estudios revelaron que la exposición prematura de una membrana de colágeno reticulado fue seguido por completo la epitelización secundaria espontánea sin regeneración ósea alterada (72, 74, 149).

Estos resultados contrastantes indican diferencias en los comportamientos biológicos entre los diferentes tipos de membranas reticuladas.

El uso de membranas reabsorbibles sintéticas hechas de poliésteres alifáticos tales como ácido poliláctico, ácido poliglicólico, y sus copolímeros trimethylcarbonate ha sido reportado para ser eficaz para los procedimientos de regeneración ósea guiada en experimental (60, 94, 206), así como en la clínica (133, 138, 200) los estudios.

Sin embargo, el uso de estas membranas puede estar sujeto a inconvenientes tales como reacciones de cuerpo extraño inflamatorios asociados con sus productos de degradación (223, 226). Algunos estudios encontraron un relleno de defectos reducida al aplicar ácido poliláctico y ácido poliglicólico membranas en lugar de e-PTFE membranas (132, 200, 204).

Copolímero de ácido láctico / ácido glicólico poliláctico (PLGA) membranas de forma estable, modificados con N-metil-2-pirrolidona como un plastificante, se evaluaron recientemente en (242) estudios preclínicos (112, 141, 151) y clínicos. Membranas de PLGA utilizados para la regeneración ósea guiada de grandes defectos peri-implante aparecen susceptible a la fractura cuando no están soportados por el material de injerto, lo que indica que la estabilidad mecánica de la membrana es insuficiente para este tipo de aplicación (112). En combinación con material de injerto, PLGA realiza de manera similar al colágeno nativo. En un estudio multicéntrico reciente, ensayo controlado aleatorio, incluyendo 40 pacientes con periimplantaria dehiscencias, la regeneración ósea guiada se realizó utilizando cualquiera de las membranas de PLGA o membranas de e-PTFE reforzado con titanio (187). A los 6 meses de la cirugía de reentrada, la media de llenado de defectos verticales fue del 81% en el grupo de PLGA y el 96% en el grupo de e-PTFE. Membranas de e-PTFE Titaniumreinforced fueron capaces de mantener el espesor horizontal de la región regenerado de manera más eficaz y desarrollaron menos complicaciones de tejidos blandos en comparación con las membranas de PLGA.

Un nuevo enfoque, el objetivo de simplificar el manejo clínico, fue tomada con una sintética in-situ de polimerización membrana hecha de polietilenglicol (Fig. 1) (115, 135, 231). In situ, el glicol de polietileno se degrada por hidrólisis sin subproductos ácidos, que se han demostrado para desencadenar reacciones de cuerpo extraño en los tejidos circundantes (97, 231). Los estudios preclínicos indican que este material es altamente biocompatible y célula-oclusiva y permitió la formación de cantidades similares de hueso nuevo en