Osso autologo e biomateriali a confronto
nell’intervento chirurgico di rialzo di seno mascellare:
aspetti biologici ed esperienza clinica.

CAP. 1
– CENNI DI ANATOMIA MACROSCOPICA E MICROSCOPICA DELL’OSSO

CAP. 2
– LE PROTEINE MORFOGENETICHE

CAP. 3
– TECNICHE E INDICAZIONI CHIRURGICHE NELLA RIABILITAZIONE

DEL MASCELLARE SUPERIORE ATROFICO

CAP. 4
– INNESTI DI OSSO AUTOLOGO

CAP. 5
– SOSTITUTI OSSEI SEMISINTETICI

CAP. 6
– BIOMATERIALI DI SINTESI

CAP. 7
– PARTE CLINICA: BIOMATERIALI A CONFRONTO

NEL RIALZO DI SENO MASCELLARE

BIBL.
– BIBLIOGRAFIA

CAP. 1

CENNI DI ANATOMIA
MACROSCOPICA E MICROSCOPICA DELL’OSSO

Il tessuto osseo è un tipo di tessuto
connettivo che ha la peculiare caratteristica di possedere una matrice
extracellulare notevolmente mineralizzata.

Si compone di una porzione cellulare, di
una matrice extracellulare inorganica e di una matrice extracellulare organica.

La matrice inorganica costituisce
il 65% del peso secco dell’osso ed è formata principalmente da fosfato e
carbonato di Ca; è responsabile della durezza e della rigidità delle ossa.

La matrice organica è costituita
principalmente da fibre collagene, proteoglicani e glicoproteine, e

garantisce invece l’elasticità e la
resistenza alla trazione, mentre quella cellulare presiede alla formazione,
mineralizzazione e riassorbimento della matrice.

Macroscopicamente distinguiamo due tipi
di osso: quello compatto e quello spugnoso.

Entrambi presentano struttura lamellare;
le lamelle sono disposte a strati paralleli e possono essere orientate in vario
modo.

Nell’osso corticale le lamelle sono
stipate in modo fitto e formano una massa solida (appunto chiamata corticale
ossea), in quello spugnoso danno origine ad una fine struttura trabecolare, ad
aspetto irregolare, alveolare, con midollo osseo al suo interno.

Le trabecole si dispongono secondo linee
di carico, e sono continuamente rimaneggiate nel corso dell’esistenza;
nell’anziano diventano atrofiche e si assottigliano.

Queste due qualità di osso sono
contemporaneamente presenti in quasi tutte le ossa, ma in diversa percentuale e
distribuzione: l’osso corticale è periferico, e maggiormente rappresentato
nelle ossa lunghe ed in quelle piatte (come la calvaria).

Le lamelle sono formate da
osteociti accolti in lacune ossee e collegati tre loro mediante una rete di
canalicoli.

Questi, comunicando a loro volta con i
canali di Havers e di Wolkmann, e quindi con i vasi sanguigni in essi
contenuti, permettono gli scambi metabolici e gassosi tra sangue e osteociti.

L’osso spugnoso contiene all’interno dei
propri spazi il midollo osseo, che assume qui una fondamentale funzione trofica
(mancando in questo tipo di osso una struttura haversiana completa).

Periostio ed endostio

Il periostio è la lamina fibrosa che
riveste in superficie tutte le ossa, ad eccezione delle superfici articolari e
delle inserzioni tendinee.

Comprende due strati: un primo strato
esterno particolarmente compatto e ben vascolarizzato, ed un secondo strato
interno ricco di fibroblasti e di osteoblasti quiescenti (preosteoblasti).

L’ancoraggio alle lamelle
circonferenziali esterne dell’osso è assicurato dalle fibre collagene di
Sharpey.

Sebbene sia soprattutto la corticale a
beneficiare delle principali fumzioni di questa membrana, in generale tutto il
comportamento dell’intero osso è strettamente influenzato dall’attività
periostale.

Il periostio gioca un ruolo importante
negli scambi metabolici e ionici e nella fisiologica distribuzione della
differenza di potenziale elettrochimico attraverso la sua membrana.

Il periostio ha innanzitutto, tramite i
vasi che attraversandolo penetrano nei canali di Havers e Wolkmann, una
funzione trofica.

È poi determinante nel meccanismo di
accrescimento scheletrico embrionale e postnatale così come nel processo
riparativo delle fratture, perché ricco di cellule mesenchimali totipotenti

Attraverso la sua natura elastica e
contrattile partecipa al mantenimento della forma ossea.

È stato anche suggerito che il periostio
possieda specifiche proprietà propriocettive.

L’endostio riveste tanto le cavità
diafisarie e dell’osso spugnoso quanto i canali vascolari, ed è formato da uno
strato di preosteoblasti.

Matrice organica dell’osso

La matrice organica dell’osso è formata
da fibre collagene e sostanza amorfa.

Le fibre collagene sono di tipo
I, caratterizzate da una tripla elica formata da due catene polipeptidiche
alfa-1 ed una catena alfa-2  (tropocollagene). Tale struttura differisce di
poco da quella del collagene presente in altri tessuti (dentina, cute) mentre è
nettamente diversa da quella del collagene presente nella cartilagine, in cui
la tripla elica è formata da tre subunità alfa-1 tra loro identiche. Da un
punto di vista biochimico sono presenti in gran quantità glicina, prolina
idrossiprolina e idrossilisina. I precursori proalfa-1 e proalfa-2 delle catene
alfa sono sintetizzati dagli osteoblasti. Le molecole di tropocollagene possono
assumere all’interno della matrice diversi tipi di disposizione che
differiscono unicamente per l’entità dello spaiamento che le fibre, tra loro
parallele, assumono nel senso della lunghezza.

Nella matrice organica dell’osso
troviamo in minor quantità anche fibre collagene di tipo II, III, V e X.

La sostanza amorfa è costituita
da proteoglicani e glicoproteine.

L’osteonectina è una glicoproteina
presente, sebbene in minor quantità, anche in altri tessuti in crescita attiva,
ed avrebbe un ruolo fondamentale nelle fasi iniziali del processo di
mineralizzazione.

L’osteocalcina è una proteina specifica
del tessuto osseo; la sua funzione sembrerebbe fondamentale nel promuovere le
prime fasi della mineralizzazione ossea, anche se con meccanismi differenti da
quelli dell’osteonectina. Secondo Glowacki (1989)  avrebbe un ruolo importante
nella differenziazione degli osteoclasti e quindi del riassorbimento osseo.

Altre proteine isolate nella matrice
organica sono le sialoproteine I e II, con funzione in gran parte ancora
sconosciuta, almeno tre tipi di proteoglicani, fosfoproteine e diverse proteine
plasmatiche.

Matrice inorganica
dell’osso

La matrice inorganica dell’osso
costituisce nell’adulto il 65% del peso secco dell’osso, ed è rappresentata da calcio
(99% del calcio del nostro organismo), fosforo (90% del fosforo del
nostro organismo), sodio (25% del sodio del nostro organismo), cloro
e fluoro.

Le componenti inorganiche, responsabili
della durezza e resistenza alla compressione dell’osso, possono presentarsi in
due forme: una fase amorfa ed una fase cristallina.

La prima è formata da fosfati secondari
idratati oppure ottocalcici, la seconda da cristalli di idrossiapatite disposti
parallelamente alle fibre collagene, cristalli di fosfato octocalcico e
cristalli di apatite di carbonio.

I cristalli di idrossiapatite appaiono
come aghi lunghi mediamente 300 Angstrom e larghi 150 Angstrom.

La formazione della matrice inorganica è
sotto il controllo diretto degli osteoblasti; la deposizione dei sali minerali
avviene inizialmente in aree circoscritte della matrice.

Successivamente i nuclei iniziali
crescono fino a formare le tipiche strutture cristalline di idrossiapatite.

Infine osserviamo una fase di
coalescenza delle aree mineralizzate in stretto rapporto con le fibre
collagene.

Componente cellulare
dell’osso

Osserviamo almeno cinque diversi tipi
cellulari all’interno del tessuto osseo: i preosteoblasti, gli osteoblasti, gli
osteociti, le bone lining cells e gli osteoclasti. Queste cellule appartengono
a linee diverse: gli osteoclasti derivano infatti dalle cellule staminali
emopoietiche, gli altri quattro tipi derivano invece da cellule mesenchimali
indifferenziate.

Gli osteoclasti, individuati da
Kolliker nel 1873, hanno un’origine extrascheletrica.

I loro progenitori sono cellule
mononucleate che originano nel midollo osseo, nel fegato e nella milza, e
successivamente migrerebbero per via ematica verso il tessuto osseo.

Il precursore sembrerebbe essere il
monoblasta (o promonocita), lo stesso che con un altro percorso origina
monociti e macrofagi.

Tale precursore, arrivato a livello
periostale durante lo sviluppo fetale, si differenzia in cellule mononucleate
(preosteoclasti) che fondendosi formano osteoclasti maturi.

Questi sono sincizi polinucleati (15-30
nuclei) di grandi dimensioni (diametro di 150-200 micron) localizzati su
superfici ossee in via di riassorbimento. Presentano nella zona aderente
all’osso un orletto (orletto “increspato”) attraverso il quale
liberano enzimi lisosomiali, come la fosfatasi acida.

La presenza di recettori per il PTH e
per la CT si spiega con l’attività di modulazione che tali ormoni hanno sul
riassorbimento osseo; gli stessi osteoblasti medierebbero l’azione
osteoclastica.

Tale azione è 10 volte più rapida
rispetto alla rigenerazione compiuta da un pari numero di osteoblasti.

Gli osteoblasti derivano da
cellule stromali indifferenziate capaci di differenziarsi in cellule
osteoprogenitrici ed in altri precursori.

Esistono almeno due tipi di cellule
osteoprogenitrici: le cellule precursore-osteogenico-inducibile (IOPC),
derivanti da cellule stromali extrascheletriche, e le cellule
precursore-osteogenico-determinato (DOPC), derivanti da cellule presenti nel
midollo osseo e capaci di osteogenesi spontanea (Friedenstein, 1973).

Modificazioni ambientali di tipo
meccanico, vascolare o piezoelettrico avvierebbero la differenziazione dei
preosteoblasti in osteoblasti.

Sembrerebbe anche che al variare di
questi stimoli la linea cellulare osteogenica possa produrre osso o cartilagine
formando osteoblasti piuttosto che condroblasti, ma tale interconvertibilità è
stata messa in discussione da alcuni autori (Bruder et al., 1989).

Gli osteoblasti sono cellule più piccole
degli osteoclasti (20-50 micron di diametro), rotondeggianti, e si trovano a
livello delle aree in via di espansione, spesso raccolte a formare strati
epitelioidi.

La loro funzione, secrezione della
componente organica della matrice e regolazione della deposizione di sali
minerali, è attivata da ormoni, vitamine ed una gran quantità di sostanze
denominate fattori di crescita.

Gli osteoblasti rivestirebbero un ruolo
importante anche nel riassorbimento osseo, modulando l’attività osteoclastica
(Chambers et al., 1982).

Gli osteociti sono le cellule
principali dell’osso maturo; presentandosi in diverse fasi evolutive hanno
forma e dimensioni variabili.

Generalmente il corpo è appiattito ed è
accolto in spazi chiamati lacune osteocitarie.

I numerosi prolungamenti sono invece
alloggiati nei canalicoli ossei, ed hanno sia funzione trofica che di
collegamento con le altre cellule.

Pur potendosi considerare osteoblasti
ormai inattivi ed intrappolati nell’osso da essi formato, non rappresentano uno
stadio differenziativo terminale: possono riprendere infatti le funzioni
osteoformative e ritrasformarsi in osteoblasti quando le esigenze lo
richiedano.

Esiste una ulteriore funzione che alcuni
autori  (Wlodarski et al., 1990) chiamano apposizione e riassorbimento
osteocitario; tale processo avviene esclusivamente all’interno delle lacune e
dei canalicoli ossei.

Le bone lining cells
rappresentano la quota di osteoblasti inattiva che si ritrova a livello delle
superfici ossee inattive nell’individuo adulto (Miller et al., 1987), in grado
di trasformarsi nuovamente in osteoblasti.

Potrebbero anche avere un ruolo nella
regolazione dell’emopoiesi (Deidar, 1985).

I preosteoblasti hanno forma
fusata, ben distinguibile da quella delle cellule mesenchimali indifferenziate,
e si trovano a livello dello strato profondo del periostio, dell’endostio,
all’interno dei canali di Havers e Volkmann e sulla superficie delle
cartilagini di accrescimento. Derivano dalle cellule mesenchimali totipotenti,
a loro volta sono relativamente indifferenziate ed in grado di dare origine ad
altre cellule osteoprogenitrici o agli osteoblasti.

Fisiopatologia della
guarigione ossea: introduzione

Il tessuto osseo possiede almeno due
peculiarità.

Rispetto agli altri mesenchimi guarisce
senza esiti cicatriziali; in secondo luogo viene sottoposto ad un continuo
processo di rinnovamento e di rimaneggiamento che continua anche nella vita
adulta.

Questo incessante turn-over viene
attivato dalle continue modificazioni ambientali ed è reso possibile
dall’azione di tutte le componenti cellulari prima descritte, presenti
soprattutto a livello periostale, endostale e midollare, opportunamente modulate
da svariati fattori di crescita e di regolazione.

Esistono analogie tra i processi di accrescimento
osseo e quelli della guarigione dopo frattura.

Da un punto di vista biologico
conosciamo almeno tre meccanismi con cui l’osso ripara, e ne parleremo più
diffusaente nel Cap. 4.

Essi sono l’osteoinduzione,
l’osteogenesi e l’osteoconduzione, ed intervengono in momenti diversi della
formazione del callo di frattura.

Questo si forma in maniera leggermente
diversa nei due diversi tipi embriologici di osso.

Nelle ossa encondrali i nuclei
cartilaginei di accrescimento vengono sostituiti con osso neoformato, previa
mineralizzazione. Nelle fratture delle ossa di origine encondrale
l’interruzione dei vasi haversiani e di quelli midollari porta alla formazione
di un ematoma interframmentario; segue una reazione infiammatoria con un
infiltrato cellulare (leucociti, linfociti, istiociti, macrofagi) di
derivazione ematica e tissutale. Entro 5 giorni si ha un aumento della
componente cellulare e la neoformazione di strutture vasali all’interno del
focolaio di frattura. Dall’ematoma interframmentario inizia a prendere forma il
callo, attraverso l’organizzazione in tessuto di granulazione, poi in tessuto
connettivo compatto ed infine in un callo fibroso che collega a ponte i
due monconi.

In ventesima giornata cellule
mesenchimali indifferenziate dell’endostio e del periostio iniziano a
differenziarsi in preosteoblasti ed in osteoblasti e depositano osso
esternamente al callo fibroso; quest’ultimo viene progressivamente sostituito
da osso neoformato immaturo, non calcificato e con trabecolatura disordinata (callo
osteoide).

In trentesima giornata inizia la
deposizione di sali di Ca e si forma il callo osseo primitivo, la rima
di frattura è quasi completamente calcificata.

Nei mesi successivi i processi di
rimaneggiamento portano alla formazione di trabecole orientate secondo le linee
di carico; in corrispondenza della corticale si forma osso compatto osteonico (callo
osseo secondario o definitivo).

Quando non si abbia un buon ingranamento
dei monconi può formarsi esclusivamente un callo fibroso; questo perché la
fibrosi prodotta dai tessuti connettivali che circondano il focolaio di
frattura risulta più rapida della neoformazione di osso ogni qual volta il gap
interframmentario sia troppo ampio.

Questo spiega perché minimizzando tale
gap e stabilizzando la frattura con mezzi di fissazione rigida la guarigione
ossea sia più efficace e rapida.

Mentre i processi riparativi delle ossa
di origine encondrale sono noti e studiati da tempo, poco si sa sulla guarigione
delle ossa di origine membranosa, come quelle della teca cranica e del
massiccio facciale (il basicranio è invece di origine encondrale).

In passato ci si è occupati delle ossa
di origine membranosa soprattutto da un punto di vista embriogenetico,
limitandosi a pure ipotesi in merito al tipo di guarigione.

Craft (1974) ha supposto, in base ai
dati radiografici, che le ossa membranose guariscano semplicemente con un callo
fibroso.

I dati attuali suggeriscono che,
ripercorrendo la riparazione ossea le stesse tappe dello sviluppo embrionale,
nella guarigione delle ossa membranose sia semplicemente assente la fase
cartilaginea sel callo, e si abbiaquindi un’ossificazione diretta.

La mineralizzazione del callo sarebbe
però minore rispetto alle ossa encondrali, e radiologicamente meno evidente.

Secondo un lavoro più recente (1989)
dello stesso Craft sarebbe invece la diversa struttura cristallina della
matrice inorganica più che il suo effettivo contenuto in Ca a rendere meno
radioopaco il callo di origine membranosa.

Fattori
influenzanti la guarigione ossea

Ricordiamo brevemente i fattori in grado
di influenzare la guarigione ossea: fattori anatomici, topografici, vascolari e
metabolici.

Fattori anatomici. Tra questi hanno importanza lo spessore, le
dimensioni e il posizionamento dei monconi. La maggiore o minore distanza tra
questi favorisce nel primo caso l’interposizione di tessuto fibroso, con
rallentamento della formazione del callo osseo, nel secondo caso il processo
osteorigenerativo ha la meglio permettendo in tempi brevi la cosolidazione
della frattura.

Fattori topografici. La sede è un altro importante fattore in grado di
condizionare il tempo di guarigione ossea. Alcuni distretti, quali il collo
femorale o il calcagno, richiedono 4-6 mesi per la formazione del callo, in
altre sedi sono sufficienti 30-40 giorni.

Nelle ossa lunghe, le metafisi, grazie
ad una più ampia area di contatto partecipante all’osteogenesi, si saldano
prima delle diafisi.

Analogamente i segmenti a prevalente
componente midollare e spongiosa, con abbondante vascolarizzazione, vanno
incontro ad una ossificazione più rapida rispetto a sedi con prevalenza di osso
compatto e meno vascolarizzato.

Proprio in merito a quest’ultimo aspetto
dobbiamo considerare la vascolarizzazione come l’elemento più importante
influenzante la guarigione ossea.

Fattori vascolari. Le interruzioni vascolari portano ad ischemia del
moncone fratturato e necrosi cellulare, rallentando od impedendo la formazione
del callo.

Le nostre manovre chirurgiche, come il
posizionamento dei mezzi di osteosintesi, possono a loro volta obliterare lo
spazio midollare e interrompere localmente la vascolarizzazione.

Questi effetti devono essere compensati
da un preciso affronamento dei monconi e da una salda immobilizzazione, fattori
in grado di migliorare sensibilmente il processo di ossificazione.

Fattori metabolici. Da un punto di vista metabolico il ritardo della
guarigione ossea può essere provocato da alterazioni della biosintesi dei
proteoglicani, del collagene o di altre componenti organiche della matrice, per
deficit intrinseci cellulari, carenze qualitative o quantitative degli enzimi
implicati nella produzione del collagene o difetti di polimerizzazione
extracellulare del collagene stesso.

L’età del paziente, con una diversa
concentrazione di ormoni quali il GH, i tiroidei, e la loro azione sulla
disponibilità dei minerali, riveste un ruolo importante: ogni processo
diriparazione tissutale, e quindi anche la guarigione ossea, è accelerato nell’età
evolutiva e ritardato nella vecchiaia.

Le complicanze infettive ritardano il
consolidamento della frattura prolungando la fase della riparazione e
cronicizzando la risposta infiammatoria coinvolgente monociti e macrofagi.

CAP. 2

LE PROTEINE MORFOGENETICHE

Fattori
sistemici di crescita e di regolazione del metabolismo osseo

Esistono fattori che, tramite la
componente cellulare condrogenica e osteogenica, agiscono sulla sostanza
fondamentale del tessuto osseo.

Questi fattori sono suddivisi in
sistemici e locali, e regolano la replicazione e la differenziazione degli
elementi cellulari dell’osso, la sintesi del collagene, la deposizione della
sostanza fondamentale e la sua successiva mineralizzazione.

I due ormoni fondamentali in grado di
regolare il metabolismo osseo sono il paratormone e la calcitonina.

Il paratormone è prodotto dalle
paratiroidi, ha come bersaglio l’attivazione dell’adenilato ciclasi, e tramite
l’aumento della produzione di AMPc aumenta l’attività osteoclastica ed inibisce
quella osteoblastica.

La calcitonina, secreta dalle
cellule C delle paratiroidi, nibisce il riassorbimento osseo attivando la
fosfodiesterasi con conseguente scissione dell’AMPc e stimolando l’attivià
osteoblastica.

Notevole importanza hanno alcune prostaglandine
in grado di influenzare marcatamente i livelli di AMPc, il cui aumento comporta
attivazione osteoclastica ed incremento del riassorbimento osseo.

Fra le diverse classi di Pg, quelle che
hanno un ruolo fondamentale nei processi di riassrbimento e di apposizione o di
osteoinduzione sono le PgE1, PgE2 e PgI.

L’interleukina 1 influenza la produzione
di queste sostanze, l’interferone gama ne inibisce l’azione.

La calmodulina è un carrier
proteico endocellulare presente sia negli osteoclasti che negli osteoblasti.

Nei primi promuove l’uptakedel Ca da
parte della cellula e promuove il riassorbimento osseo.

Nei secondi modula la produzione di AMPc
influenzando l’attività osteoformativa.

La vitamina D3, forma attiva dela
vitamina D, promuove indirettamente la mineralizzazione incrementando i livelli
plasmatici di Ca e P; la carenza di vit. D (rachitismo) porta a livelli così
bassi di calcemia e fosforemia da rendere impossibile un normale processo di
mineralizzazione ossea.

Gli effetti della vit. D sulla
osteogenesi sono controversi e non del tutto chiariti.

L’azione dei glucocorticoidi si
esprime in un sostanziale aumento del riassorbimento osseo e in una diminuzione
della osteosintesi.

Gli ormoni tiroidei hanno un
effetto catabolico, aumentano la degradazione del collagene e stimolano il
riassorbimento osseo determinando una riduzione della massa ossea totale, come
confermato dall’incidenza di osteoporosi in pazienti ipertiroidei.

L’ormone somatotropo (GH) agisce
direttamente sull’assorbimento intestinale di Ca e sulla mineralizzazione della
matrice causando un aumento della massa scheletrica.

Estrogeni ed androgeni inibiscono il riassorbimento osseo ed
aumentano l’assorbimento intestinale di Ca, la sintesi di vitamina D3 e la
secrezione di calcitonina.

Gli ioni Ca controllano la
secrezione di paratormone e di calcitonina, gli ioni P inibiscono il
riassorbimento osseo, gli ioni Mg influenzano la calcemia tramite
l’azione del paratormone.

Fattori
locali di crescita: introduzione

La comprensione dei meccanismi
molecolari della differenziazione cellulare e della morfogenesi è essenziale
per lo studio della biologia ossea e della chirurgia riparativa scheletrica.

La differenziazione delle cellule
mesenchimali totipotenti è seguita da processi complessi che organizzano le
cellule, una volta differenziate, in tessuti ed organi, risultando nella
generazione di forme e funzioni, o morfogenesi.

Esistono diverse molecole, o morfogeni,
espressi da alcune cellule, in grado di impartire uno specifico ordine
differenziativo alle cellule bersaglio.

Da un punto di vista classificativo
alcuni autori distinguono le molecole in grado di differenziare cellule
mesenchimali totipotenti in osteoblasti da molecole capaci unicamente di
stimolare la proliferazione di cellule già differenziate.  Le prime, che comprendono
le BMP, sono chiamate fattori osteoinduttivi, le seconde fattori di
crescita. Attualmente, col progredire delle nostre conoscenze, tale
distinzione sta perdendo significato: infatti molti fattori hanno entrambe le
funzioni.

Preliminarmente a questo discorso
dobbiamo evidenziare due concetti fondamentali.

Primo, la rigenerazione tessutale nella
vita postnatale non è altro che la ricapitolazione degli eventi che occorrono
nel normale corso dello sviluppo e della morfogenesi embrionale.

Secondo, tanto lo sviluppo embrionale
che la rigenerazione tessutale sono in modo analogo regolati da poche,
selezionate ed altamente conservate famiglie di morfogeni.

Riassumendo: le prime fasi
dell’ossificazione, encondrale o membranosa, sia nello sviluppo embrionale che
nella riparazione ossea dopo frattura, richiedono l’espressione genica di
questi morfogeni, essenzialmente mediatori biologici con funzione
osteoinduttiva.

Questi mediatori chimici sono
generalmente di natura polipeptidica e si legano a specifici recettori di membrana
presenti sulle cellule bersaglio.

Oltre alle BMP, appartenenti alla
superfamiglia delle TGF-beta, sono state identificate e studiate svariate
molecole in grado di stimolare e regolare il metabolismo non solo del tessuto
osseo ma anche di altri tessuti di origine mesenchimale.

Le TGF-beta (transforming growth
factor-beta) costituiscono una superfamiglia alla quale appartengono le stesse
BMP.

Recenti esperimenti su tessuti nervosi,
endoteliali, emopoietici e scheletrici hanno permesso di chiarire il modo
attraverso il quale i componenti di questa famiglia regolano la
differenziazione cellulare.

La localizzazione di TGF-beta 1 e
TGF-beta 2 in tessuti ossei embrionali e durante la guarigione ossea

(Joyce, 1990) fanno supporre la
richiesta di una cooperazione tra le diverse BMP e le TGF-beta sia nei
processi di accrescimento che in quelli di guarigione ossea e cartilaginea.

I TGF-beta regolano il destino degli
stipiti cellulari totipotenti a livello della cresta neurale mediando
l’espressione o la funzione di fattori di trascrizione tessuto-specifici,
mentre nei mesenchimi modulano l’espressione di deteminati fattori di crescita
(Moses, 1996).

La TGF-beta 1, per esempio, induce un
aumento della deposizione di matrice extracellulare anche interagendo sulla
quantità di BMP-1 prodotta, e regolandone l’equilbrio tra forma attiva e forma
inattiva (Lee, 1997).

La capacità di queste molecole di
accelerare l’osteoinduzione è stata evidenziata anche da Kibblewhite (1993),
che aggiungendo rhTGF-beta 1 o TGF-beta 5 ad una pasta di osso demineralizzato
(usata come carrier) ha ottenuto livelli significativamente più alti di osso
trabecolare formato rispetto ai controlli.

Le TGF-beta hanno altresì accelerato il
riassorbimento del carrier e il rimodellamento dell’osso.

Durante lo sviluppo scheletrico le
TGF-beta agiscono in sequenza regolando la differenziazione di condrociti ed
osteoblasti.

La responsività delle cellule bersaglio
alle TGF-beta cambia mano a mano che le cellule stesse si differenziano,
probabilmente per una modificazione del profilo recettoriale (Moses, 1991).

TGF-beta 1 umana purificata veicolata da
Biocoral e colla di fibrina è stata utilizzata con buoni risultati da Arnaud,
Molina e Ortiz-Monasterio (1998) in 8 pazienti affetti da malformazioni
craniofacciali e seguiti per 3 anni.

Le GDF (Growth/Differentiation
Factors) sono molecole attive su diversi tessuti mesenchimali.

Il GDF-5, che alcuni autori fanno
rientrare nel gruppo delle BMP, è una di quelle molecole che inducono in vivo
l’angiogenesi nel processo di formazione ossea (Yamashita, 1997).

Diversi studi in vivo dimostrano che
altre molecole di questa famiglia, GDF 5, 6 e 7, inducono la formazione di
tendini e legamenti in sedi ectopiche, evidenziando un importante ruolo nella
morfogenesi dei tessuti articolari e legamentosi (Wolfman, 1997)

I BDGF (Bone Derivated Growth
Factors) di tipo 1 e 2 vengono liberati in seguito al riassorbimento
osteoclastico e stimolano la successiva differenziazione e funzione
osteoblastica.

Il FGF (Fibroblastic Growth
Factor) si è dimostrato in vitro un fattore di crescita per fibroblasti,
condroblasti e mioblasti.

Wang (1993) ha aggiunto 15ng di questo
fattore ad impianti di matrice ossea demineralizzata, dimostrando
istomorfometricamente come bassi dosaggi il FGF stimolino la formazione di
cartilagine ed accelerino la sua sostituzione da parte di tessuto osseo. Dosi
elevate (1900ng) di FGF hanno invece un profondo effetto inibitorio sui
processi condrogenetici ed osteogenetici.

Il FGF stimola la mitosi delle cellule
endoteliali in vitro e l’angiogenesi in vivo (Folkman, 1992), si ipotizza che
accanto aquesto effetto si accompagni uno stimolo mitogenico sulle celule
mesenchimali indifferenziate.

Il FGF stimola anche la proliferazione
cellulareall’interno del callo di frattura (Joyce, 1991). Nel 1993 Wang
utilizzò come carrier HA porosa insieme a gel ialuronico; questo dimostrò di
mantenere localmente la concentrazione di FGF e di prolungarne l’attività
biologica.

Il CDGF (Cartilage Derivated
Growth Factor) stimola la sintesi dei proteoglicani in vitro.

I fattori di crescita stanno diventando
validi strumenti per capire i meccanismi che modulano l’attività cellulare.

Lo studio della loro specificità per
determinate cellule e della loro concentrazione ci permetterà di capire i loro
diversi effetti sui differenti stipiti cellulari e soprattutto la relazione
dose-effetto nei processi di riparazione tissutale.

Osteoinduzione e proteine
morfogenetiche

L’osteoinduzione è uno dei tre
meccanismi fondamentali di guarigione ossea, e consiste nella differenziazione
di cellule mesenchimali totipotenti in cellule condrogeniche ed osteogeniche in
seguito all’azione di particolari fattori di crescita locale.

La peculiarità delle sostanze
osteoinduttive è quella di indurre neoformazione ossea eterotopica dopo loro
impianto in sede extrascheletrica
(vedi innesti in sede sottocutanea o muscolare in modelli animali, da Huggins
in poi).

Di tutti i fattori di crescita, le
sostanze osteoinduttive più promettenti sono quel gruppo di proteine conosciute
come BMP (Bone Morphogenetic Proteins), appartenenti alla famiglia delle
TGF-beta,  presenti in tracce nella matrice ossea.

La loro azione è intercorrelata a quella
di altri fattori locali, e mentre questi sembrerebbero stimolare la funzione di
cellule già differenziate, l’azione principale delle BMP consiste nella
differenziazione irreversibile di elementi mesenchimali totipotenti in
condroblasti ed osteoblasti.

Utilizzando la 5-bromodesossiuridina si
è potuto dimostrare che tale differenziazione è dovuta all’azione diretta delle
BMP sul DNA delle cellule bersaglio.

Attualmente si conoscono due siti
recettoriali, IA e IB, a livello delle cellule indifferenziate da cui originano
adipociti ed osteoblasti.

Studi recenti (Chen, 1998) dimostrano
che IA e IB trasmettono segnali differenti, e giocano un ruolo determinante
nella differenziazione di questi due tipi cellulari.

Numerosi studi in vivo ne hanno
dimostrato l’essenzialità nella scheletrogenesi e più in generale nella
formazione e morfogenesi dei tessuti mesodermici.

Significativi progressi nel capire il
ruolo di questi mediatori sono stati fatti studiando ed identificando i geni
che ne regolano l’espressione, partendo da invertebrati come lo Xenopus (Hogan,
1996).

Sono state identificate almeno 15 BMP:
1, 2, 3, 3B, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13 e 14 (Ripamonti, 1997).

Alcune sono state isolate quasi
contemporaneamente da diversi gruppi di ricerca, ed in letteratura vengono
indicate con sigle o nomi diversi (es.: la BMP-7 corrisponde alla OP-1; la
BMP-3 all’osteogenina).

Con l’eccezione della BMP-1, che è una
proteinasi del procollagene I con nulla o scarsa capacità osteoinduttiva, le
altre hanno somiglianze strutturali e funzionali con i membri TGF-beta,
compresa la proteina decapentaplegica (DPP) della Drosophila melanogaster.

Il sorprendente
“conservatorismo” evolutivo dei geni delle BMP indica l’importanza
del loro ruolo nello sviluppo di molti tessuti.

Operano in complessa sinergia; ma la 2,
la 4 e la 7 inducono anche singolarmente formazione di osso.

Identificando i geni codificanti le BMP
nei ratti si è arrivati ad ipotizzare anche nell’uomo la posizione dei geni per
molte di queste proteine, e precisamente:

BMP-2 nel cromosoma 20

BMP-3 nel cromosoma 4

BMP-3B nel cromosoma 4

BMP-4 nel cromosoma 14

BMP-5 nel cromosoma 6

BMP-7 nel cromosoma 20

Ancora incerta la localizzazione delle
altre BMP.

In pratica la stessa cascata
morfogenetica osservata nello sviluppo osseo embrionale può essere ricapitolata
impiantando matrice ossea demineralizzata in siti eterotopici
(extrascheletrici), risultando nell’induzione della formazione di tessuto
osseo.

Come vedremo nei capitoli successivi,
questo meccanismo non è una peculiarità degli innesti ossei autologhi, ma è
posseduto, anche se in minor misura, dagli alloinnesti e xenoinnesti freschi
così come dall’osso di banca demineralizzato.

Cenni storici: i primi studi
di Urist

I primi studi sull’osteoinduzione
risalgono a Senn, che nel 1889 usò chips di osso bovino decalcificato per il
riempimento di cavità osteomielitiche, e a Huggins, che nel 1931 osservò
l’induzione di tessuto osseo membranoso nel muscolo retto addominale di ratto
da parte di cellule dell’epitelio di rivestimento della vescica.

Ray e Halloway nel 1957 osservarono che
l’osso demineralizzato e la dentina possono comportarsi da stimoli
osteonduttivi post-embrionali.

Urist iniziò a studiare il fattore
attivo dell’osteoinduzione e a battezzarlo BIP (Bone Induction
Principle) già a metà degli anni sessanta. A lui si devono i contributi più
importanti sullo studio dell’osteoinduzione e delle BMP.

Insieme ai suoi collaboratori affermò
che nella matrice ossea esisteva una sostanza che indipendentemente dalla
componente cellulare era in grado di indurre la trasformazione di cellule
indifferenziate in cellule osteoprogenitrici (principio dell’osteoinduzione).

Scoprì i fattori che inattivano il BIP:
il calore, l’autoclavaggio, la criolisi, le radiazioni superiori a 3 MRads e
diversi agenti denaturanti.

Nel 1969 Urist introdusse il concetto di
competenza osteogenica, ovvero lo stato di “allerta” in cui si
trovano le cellule indifferenziate pronte a trasformarsi in cellule
osteoprogenitrici. Cellule mesenchimali indifferenziati presenti nel muscolo
dimostrarono affinità per la superficie della matrice ossea demineralizzata.

Le ricerche proseguirono con lo scopo di
scoprire l’esatto componente nella matrice demineralizzata (DBM) responsabile
dell’osteoinduzione, e nel 1971 Urist e Strates proposero che un gruppo di
sostanze in stretta associazione con le fibrille collagene fossero le
responsabili dell’osteoinduzione e le battezzarono proteine morfogenetiche
dell’osso (BMP– Bone Morphogenetic Proteins).

Solo dopo la demineralizzazione della
matrice, ed in certe condizioni, le BPM si dimostrarono in grado di svolgere la
loro attività.

A quel punto si poneva il problema di
liberare le BPM dalla matrice; furono proposte varie metodiche ma molte di
queste (es: glutaraleide e formaldeide) riducevano l’attività delle BPM. Altre
tecniche includevano l’uso di cloroformio e metanolo, lasciavano l’attività
morfogenetica intatta e suggerivano come la BMP fosse una proteina non
collagene, parte di una proteina o il derivato di una proteina.

Nel 1980 due gruppi di studio in
Giappone (Hanamura e Takaoka), uno dei quali sotto la guida dello stesso Urist,
utilizzando 4M guanidina- ac. cloridrico (GuHCl) solubilizzarono un gruppo di
proteine da un osteosarcoma di topo. Tale metodo di estrazione purificava le
BMP rimuovendo la matrice organica dalla DBM, suggerendo come il collagene non
fosse fondamentale ai fini dell’osteoinduzione.

Questi stessi studi dimostrarono la non
specie-specificità delle BPM estratte dal topo, in grado di formare osso
anche nel ratto. Tale caratteristica ebbe conferma nel 1981, quando Urist e
Bauer usarono un osteosarcoma umano quale “fonte” di BMP e ne
dimostrarono le capacità osteoinduttive nel muscolo della coscia di un topo.

Nello stesso anno anche Sampath e Reddi
estrassero questo fattore dalla matrice ossea demineralizzata dopo trattamento
con guanidina e ac. cloridrico.

Diversi gruppi interessati ad isolare ed
identificare le BMP usarono i metodi proposti da Sampath e Reddi, e nel 1988
Wozney pubblicò di aver isolato e purificato quattro di queste proteine in
estratti di osso bovino: le BMP-1, BMP-2A, BMP-2B e BMP-3.

Luyten identificò dopo averla purificata
un’altra proteina che chiamò osteogenina, identica alla BMP-3, nel 1989.

Nel 1990 Sampath identificò un’altra
proteina da lui chiamata proteina osteogenica-1 (OP-1), e successivamente
isolata da Wozney e da lui chiamata BMP-7.

Identificazione e struttura
delle BMP

L’isolamento, la purificazione ed
identificazione delle BMP sono stati il coronamento di ricerche durate più di
25 anni.

Il protocollo per ottenere BMP altamente
purificate da osso bovino è attualmente il seguente, che differisce di poco da
quello originariamente proposto da Urist:

1) osso corticale bovino fresco (20kg)

2) raffreddamento in N2 liquido

3) polverizzazione dell’osso

4) rimozione del grasso con cloroformio
e metanolo (2 ore)

5) demineralizzazione con 0, 6 M HCl
(72 ore)

6) lavaggio con 2 M CaCl2  (1 ora)

7) lavaggio con 0, 5 M di acido
etilenediamintetraacetico (1 ora)

8) estrazione delle proteine con 4 M di
guanidina HCl, 0, 5 M CaCl2, 1 mM di N-etilmaleimide e

1 mM di benzamidina HCl (24 h)

9) dialisi con acqua deionizzata (72
ore)

10) centrifugazione a 40000 giri (1
ora)

11) estrazione delle proteine con 4 M
di guanidina idroclorito

12) dialisi con 0, 25 M di ac. citrico
a pH 3, 1 (24 ore)

13) centrifugazione a 40000 giri (1
ora)

14) precipitazione e liofilizzazione

15) ottenimento della BMP parzialmente
purificata  (1 g)

Gli studi per valutare l’induzione ossea
sulla base della differenziazione cellulare o della sintesi delle componenti
organiche della matrice portarono all’identificazione di svariati fattori di
crescita presenti in gran quantità nell’osso, tuttavia non in grado di indurre
formazione di osso in sedi ectopiche, che sappiamo essere il requisito
fondamentale che una sostanza deve possedere per poter essere definita
osteoinduttiva.

Recentemente, per esempio, è stata
isolata una sostanza a basso peso molecolare, battezzata BCSS (bone cell
stimulating substance). Tale fattore osteogenetico è in grado di aumentare la
crescita ossea all’interno di idrossiapatite porosa (studio in vivo), e potrà
essere usato per la riparazione scheletrica, ma contrariamente alle BMP non si
è dimostrato in grado di indurre formazione di osso in sede eterotopica, e
perciò non è osteoinduttivo.

Lo studio di Sampath e Reddi valutava la
neoformazione di osso nel tessuto sottocutaneo di un topo dopo innesto di una
combinazione di matrice privata di ogni potenziale osteogenetico combinata con
le potenziali BMP.

La formazione di tessuto osseo venne
confermata da studi istochimici. L’attività osteogenetica venne poi confermata
in diverse proteine con peso molecolare di circa 30000.

Dopo trattamento con agenti chimici il
pm scese a circa 15000, suggerendo per le BMP una struttura a dimero, composta
da due catene proteiche simili unite da ponti disolfuro. Solo la struttura
dimerica si dimostrò attiva.

Negli anni successivi le tecniche di
purificazione messe a punto da Urist permisero di studiare la sequenza
aminoacidica di diverse BMP (Luyten, 1989). Gli aminoacidi presenti in maggior
quantità sono l’acido aspartico, l’acido glutamico e la glicina; praticamente
assenti idrossilisina e fosfoserina.

BMP ricombinanti umane

Le BMP furono inizialmente identificate
in estratti di matrice ossea, ed isolate e purificate in quantità sufficiente
da fornire informazioni sulla sequenza aminoacidica.

Partendo da questi dati, furono isolati
cloni DNA a tutta lunghezza, codificanti l’equivalente umano per diverse BMP.

Fino ad oggi sono state clonate le
sequenze per ben 13 BMP, e per 3 di esse (la 2, la 4 e la 7) si è ottenuta la
loro espressione come proteine umane ricombinanti e conferma della loro
attività osteoinduttiva in vivo (Wang, 1990; Sampath, 1992).

Analisi impieganti tecniche
DNA-ricombinanti hanno portato all’identificazione dei geni per le BMP
(Ozkaynak, 1990) sia nelle cellule ossee bovine che in quelle umane.

Le proteine sintetizzate da questi geni
sono simili nella sequenza e nella struttura; le sequenze geniche sono state
usate per la sintesi di BMP, definite ricombinanti (rh BMP), in colture
cellulari umane.

La formazione di osso stimolata dalla
rhBMP-2 è indistinguibile da quella stimolata dalla matrice ossea
demineralizzata o dalle BMP purificate di derivazione bovina (Wang, 1990).

Multifunzionalità delle
BMP: il contributo di Reddi

I primi studi di Reddi dimostrarono la
capacità delle BMP di avviare l’ossificazione encondrale attraverso la
differenziazione di cellule indifferenziate locali in condrociti ed
osteoblasti.

Queste scoperte suggerirono un ruolo
delle BMP sia nello sviluppo scheletrico che nella guarigione ossea.

Il gruppo di Reddi scoprì che la
funzione delle BMP è però molto più ampia, e non limitata alla formazione
di tessuto osseo: geni che codificano la formazione di proteine identiche alle
BMP furono scoperti in specie che non hanno ossa, come la drosofila.

In questo insetto tali geni sono
funzionali allo sviluppo corporeo.

È stato poi scoperto che BMP di
drosofila inducono formazione di osso anche nei mammiferi: incredibilmente il
gene responsabile per lo sviluppo strutturale di un insetto è utilizzato nello
stesso modo anche dall’uomo.

Secondo Reddi l’osservazione che un gene
vecchio di 600 milioni di anni sia usato da specie così diverse suggerirebbe
per le BMP un più ampio significato funzionale, ed in particolare quello di
rispondere nel modo più efficace ai più diversi stimoli ambientali.

Reddi ipotizza che lo stress fisico sia
un fattore importante nel far “decidere” alle BMP come costruire
osso: “osserviamo nelle cellule ossee la stessa capacità di risposta a
stimoli meccanici che altri ricercatori hanno evidenziato nelle cellule
dell’endotelio.

BMP come morfogeni
extrascheletrici

Altri lavori sottolineano il ruolo
multifunzionale di queste molecole, che si comportano da morfogeni non solo in
strutture mesenchimali ma anche epiteliali.

Recettori per le BMP sono presenti,
durante lo sviluppo del sistema nervoso nell’embrione, sia a livello
dell’encefalo che delle strutture derivate dalla cresta neurale; il significato
è multiplo, e comprende la differenziazione e lo sviluppo di queste strutture
(Mehler, 1997).

Uno studio in vitro su neuroni del
sistema nervoso simpatico di ratto (Lein, 1996) ha dimostrato che negli
individui in crescita così come negli adulti, l’esposizione a dosi di BMP-7
promuove effetti sovrapponibili a quelli di fattori di crescita specifici per
il sistema nervoso, quali il NGF (nerve growth factor). tali effetti
comprendono la crescita in numero, lunghezza e diramazioni di strutture
dendritiche, ed il loro orientamento spaziale. Il ruolo della BMP-7 sarebbe
quindi duplice: nel periodo perinatale la morfogenesi del sistema nervoso,
successivamente il mantenimento ed il rimodellamento delle strutture
dendritiche.

Analogamente la BMP-2 induce la crescita
cellulare e la maturazione delle strutture dermo-epidermiche.

Stelnicki (1998) ha creato un modello in
vivo per esaminare gli effetti di BMP-2 esogena (50 microgrammi) sulle cellule
dei follicoli piliferi e dell’epidermide di feti di agnello di 70 gg, cellule
che di norma esprimono solo piccole quantità di tale proteina. Risultato? Una
crescita dermo-epidermica massiva rispetto ai controlli, con ispessimento
epidermico, cheratinizzazione ed aumento del numero dei follicoli piliferi,
aumento di oltre il 50% dello spessore del derma. Sperimentalmente ha poi
creato incisioni lineari a tutto spessore al fine di valutare gli effetti della
BMP-2 esogena sulla guarigione delle ferite, che in condizioni fisiologiche
guariscono nei feti di mammiferi senza cicatrici, ottenendo un tipo di
guarigione simile all’adulto, con formazione di cicatrice.

Lo studio di questo fattore apre quindi
nuove strade anche nello studio della formazione cicatriziale e fibrotica in
molti tessuti adulti.

La BMP-3, al pari di altre molecole
appartenenti alla superfamiglia TGF-beta quali l’inibina, l’attivina ed il
fattore inibitorio mulleriano, si è dimostrata in grado di regolare la funzione
ovarica (Jaatinen, 1996).

Il polmone è un luogo di attiva
sintesi di BMP-3 (Vukicevic, 1994); nella morfogenesi del suo epitelio
sembrerebbe coinvolta anche la BMP-4 (Urase, 1996).

Analogamente si ipotizzano rapporti tra
la morfogenesi epatica e la BMP-9 (Song, 1995), e tra quella renale
e la BMP-7 (Dudley, 1995).

Sempre la BMP-7 sarebbe essenziale nello
sviluppo degli occhi (Luo1995; Solursh, 1996).

Un ulteriore esempio di come le BMP
agiscano da morfogeni durante le interazioni epiteliali-mesenchimali è lo
sviluppo dell’apparato dentario. Le BMP-2, 4 e 7 sono coinvolte nella morfogenesi
dentaria in diverse fasi dello sviluppo (Heikinheimo, 1994).

Queste scoperte dimostrano ancora una
volta il pleotropismo di questi morfogeni, che a noi però interessano per la
loro azione a livello dei tessuti scheletrici.

Va comunque ricordato che attualmente
l’interesse dei biologi per queste molecole si è spostato principalmente sulla
loro azione sui tessuti extrascheletrici (Ripamonti, 1997)

BMP come morfogeni scheletrici

L’abilità morfogenetica delle BMP è
inequivocabilmente provata dalla capacità di indurre de novo formazione di osso
encondrale in sedi eterotopiche.

Secondo lavori più recenti dello stesso
Urist (1982, 1984) e di Sato (1984) le BMP promuoverebbero la differenziazione
delle cellule totipotenti ma sarebbero altri fattori locali di crescita a
stimolarne poi la proliferazione. Lindholm (1988) sostenne che l’azione delle
BMP, rispetto ad altri fattori di crescita, è irreversibile.

Le BMP, inoltre, agirebbero direttamente
a livello del genoma delle cellule bersaglio, tramite i recettori IA e IB.

Attraverso tecniche radiografiche
utilizzanti BMP marcate (Vukicevic, 1990) sono state dimostrate grandi quantità
di BMP nei tessuti mesodermici degli organismi in crescita.

Analogamente, nel corso della guarigione
ossea, le BMP liberate dalla matrice riassorbita agirebbero sui periciti
(cellule mesodermiche presenti anche nel periostio e nell’endostio)
promuovendone la differenziazione (Lianjia, 1990).

Lindholm (1990) ha però dimostrato che
nei mammiferi superiori come i primati i periciti di tessuti mesodermici non
scheletrici, come quello muscolare, sarebbero meno responsivi all’azione delle
BMP. Le principali cellule totipotenti bersaglio delle BPM sono le cellule
perisinusoidali e perivascolari (periciti) del periostio, endostio e midollo.

La risposta tissutale sollecitata
dall’impianto di derivati ossei altamente purificati o BMP ricombinanti
abbinate ad un appropriato carrier include nell’ordine:

– attivazione e migrazione di cellule
mesenchimali indifferenziate

– differenziazione dei condroblasti

– invasione vascolare della cartilagine
e condrolisi

– differenziazione degli osteoblasti

– deposizione di matrice ossea e sua
successiva mineralizzazione

Le BMP agirebbero sulle cellule
mesenchimali totipotenti preferibilmente in senso condroblastico, avviando poi
una ossificazione di tipo encondrale.

Ritorniamo sul concetto di
sito-specificità, ampliandolo. Le cellule totipotenti rispondono in modo
diverso alle differenti BMP.

Uno studio recente (Meyer, 1996) compara
la diversa capacità delle BMP-2, -4, -5, -6 e -7 di indurre la sintesi di DNA
in diversi tipi cellulari in vitro, e cioè cellule periostali, cellule
epifisarie e condrociti sternali di embrione di pollo. I risultati dimostrano
che le strutturalmente simili BMP-2 e BMP-4 hanno una elevata attività su tutti
e tre i tipi cellulari, al contrario delle BMP-5e BMP-6, attive solo sulle
cellule periostali. La specifica attività della BMP-7 risulta la più bassa in
assoluto. Questo stesso lavoro ipotizza la presenza di un recettore specifico
per le BMP-2 e -4 che spiegherebbe il diverso grado di attività di queste
molecole.

La non specie-specificità delle BMP è
un fatto ormai appurato: inizialmente
si pensava ad una loro azione specie-specifica perché la matrice ossea intatta
e tutte le componenti molecolari con un pm superiore a 50000 hanno questo tipo
di comportamento.

In realtà i componenti frazionati con pm
inferiore inducono formazione di tessuto osseo anche in xenotrapianti (Sampath,
1982).

Le BMP delle diverse specie mammifere
(bovina, murina, porcina, equina, umana) hanno struttura e pm simile
(Takahashi, 1987); solo per quelle bovine si sarebbe dimostrata una maggior
attività quando impiegate in altre specie (Ferguson, 1987), analogamente alcune
BMP dimostrerebbero una maggior osteoinduzione quando utilizzate in
xenotrapianti rispetto agli allotrapianti (BMP di coniglio utilizzate
rispettivamente in conigli ed in ratti; Takahashi, 1987).

Fattori influenzanti
l’attività delle BMP

Il grado di attività non sembra
aumentare di pari passo col livello di purificazione delle BMP: oltre un
certo livello i processi di purificazione denaturano in parte le stesse BMP e
probabilmente anche altri fattori locali di crescita necessari per l’azione
osteoinduttiva.

A livello di trattamenti fisici e
chimici, le BMP vengono distrutte, come abbiamo visto, dall’irradiazione
con più di 3 Mrad, dalla polverizzazione della matrice a particelle più piccole
di 200 micron, mentre il trattamento con acidi deboli quali HCl ne aumenterebbe
l’efficacia attraverso una dissociazione da un complesso proteico ad alto pm e
la conversione in una forma attiva a più basso pm (Yoshikawa, 1986).

In vivo potrebbero essere acidi quali
l’acido citrico o l’acido lattico, presenti in quantità nell’osso in via di
riassorbimento, ad attivare le BMP.

Fattori ormonali: l’ormone GH e le somatomedine sembrano essere
fattori essenziali per l’attivazione delle BMP.

Per quanto riguarda la provenienza,
alcuni autori ipotizzerebbero una maggiore attività delle BMP bovine rispetto a
quelle ricombinanti umane.

Wang, nel 1990, descrisse l’utilizzo di
BMP-2A ricombinante umana sintetizzata in cellule ovariche di hamster nei
ratti, e vide come la quantità di hrBMP-2A necessaria ad indurre formazione di
cartilalgine od osso fosse di circa 600 ng contro i 50 ng di BMP bovina.

L’attività delle BPM e della DBM è
legata sia all’ età del donatore che a quella del ricevente, ed è
inversamente proporzionale a queste (Irving, 1981; Nishimoto, 1985). L’azione
osteoinduttiva della rhBMP-2 su ratti di età variabile da 1 a 16 mesi è
inversamente proporzionale all’età, e per ottenere la stessa quantità di osso
neoformato nei ratti più giovani si doveva aumentare la dose di rhBMP-2 in quelli
vecchi, oppure somministrare loro ormone GH oppure vitamina D3. L’autore di
questo lavoro (Fleet, 1996) ipotizza la diminuita responsività dei ratti più
anziani alla rhBMP-2 sia per un minor numero di cellule totipotenti che per una
ridotta risposta di queste allo stimolo osteoinduttivo.

Esistono poi dosi-soglia
necessarie per avviare la sequenza delle risposte cellulari.

Basse dosi avviano la chemiotassi, dosi
superiori avviano la mitosi e la differenziazione in vitro, dosaggi di
microgrammi avviano gli stessi processi in vivo (Reddi, 1994).

Ruolo regolatore
sito-specifico delle BMP

Mutazioni a livello dei geni BMP in
mammiferi hanno poi permesso di assegnare una specifica funzione alle diverse
BMP.

Topi mutanti mancanti di BMP-5
presentano cranio e sterno malformato e alterazioni costali e vertebrali
(Kingsley, 1992).

Mutazioni a livello del gene GDF-5 in
topi portano a brachipodismo (Storm, 1994), simile fenotipicamente alla
condrodisplasia dovuta ad una analoga mutazione nella specie umana (Thomas,
1996).

Topi mutanti con carenza di BMP-7
sviluppano difetti scheletrici a carico del basicranio e della cassa toracica
(Luo, 1995).

Queste scoperte indicano chiaramente che
lo scheletro dei mammiferi si sviluppa come una struttura a mosaico nella quale
le differenti BMP sono responsabili della morfogenesi di differenti parti
dello scheletro.

Da un punto di vista delle possibili
applicazioni terapeutiche questo comporta l’uso combinato di diverse BMP
veicolate da appositi carriers.

Sarà importante lo studio preclinico
relativo all’efficacia ed alle potenziali interazioni sinergiche di diversi
dosaggi delle rhBMP attualmente disponibili.

Per esempio, il GDF-10, strettamente
correlato alla BMP-3 e da alcuni autori assegnato a questa famiglia, è
fortemente espresso da ossa membranose come la calvaria, e si trova in
bassissima concentrazione in ossa di origine encondrale, come il femore (Cunningham,
1995).

Ciò suggerisce un ruolo regolatore
sito-specifico delle diverse BMP nelle varie parti dello scheletro, e
sottolinea l’importanza terapeutica di indirizzare specifici morfogeni in
specifiche sedi (Ripamonti, 1997)

Il ruolo di specifiche
BMP: studi sperimentali

BMP-2

La proteina morfogenetica più studiata
in assoluto è la BMP-2, sia in forma “naturale” (derivazione
bovina, generalmente) che ottenuta mediante tecniche di ricombinazione genica (rhBMP-2).

Il ruolo principaledella BMP-2 a livello
scheletrico è l’induzione della differenziazione delle cellule bersaglio in
cellule condrogeniche ed osteogeniche.

Uno studio di Nishimura (1998) su
cellule C2C12 mesenchimali totipotenti evidenzia come la BMP-2 ne induca la
differenziazione attraverso un aumento dell’attività fosfatasica alcalina e
della produzione di osteocalcina.

Le cellule umane stromali del midollo
osseo (HBMSC) e gli osteoblasti umani (HOB) esprimono recettori di tipo 1 e 2
specifici per le BMP-2 e -4. La BMP-2 innalza i livelli di mRNA e la sintesi
proteica di osteopontina, osteocalcina,  sialoproteine e collagene I, oltre che
l’attività fosfatasica alcalina, in entrambi i tipi cellulari

Il ruolo della BMP-2 nel normale
processo di sviluppo cutaneo e nella guarigione di ferite nel feto è stato
dimostrato da Stelnicki (1998) su feti di agnello di 70 giorni: l’impianto
sottocute di 50 microgrammi di BMP-2 induce una massiccia crescita dermo-epidermica,
con ispessimento di tutti gli strati, aumentata cheratinizzazione, aumento del
numero dei follicoli piliferi e guarigione cicatriziale di tipo adulto rispetto
alle ferite “non trattate” o trattare con 1 microgrammo di TGF-beta.
Secondo l’autore la BMP-2è un fattore pleomorfico in grado di indurre crescita
cellulare, maturazione e fibroplasia sia nel derma che nell’epidermide.

La BMP-2 è in grado di ridurre
l’azione catabolica dei glucocorticoidi sul metabolismo osseo, azione che
essi svolgerebbero inibendo l’attività TGF-beta e che verrebbe appunto
contrastata dalla BMP-2.

La BMP-2 inibisce la proliferazione
patologica delle cellule della muscolatura liscia vascolare (SMCs) nelle
malattie caratterizzate da un disordine della proliferazione vascolare, e
questo ne suggerisce possibili applicazioni terapeutiche (studio in vivo su
ratti-Nakaoka, 1997).

Cellule miogeniche in vitro sottoposte
all’azione della BMP-2 smettono di differenziarsi in senso mioblastico e si
convertono in cellule della linea osteogenica (Katagiri, 1997).

Sperimentalmente sono state impiegate
anche le proteine morfogenetiche ottenute da tecniche di ricombinazione genica.

Elizabeth Wang, del Genetics Institute
di Cambridge (Ma) è stata tra le prime a descrivere la clonazione molecolare
dei geni per le BMP-1, -2A (2), -2B (4) e 3 utilizzando la sequenza peptidica
di un gruppo di proteine purificate estratte da materiale osteoinduttivo.
Ognuna di queste proteine aveva capacità condroformativa ed osteoformativa.

Nel 1990 pubblicò un lavoro in cui
descrive la tecnica per ottenere la sintesi di rhBMP-2 in cellule
ovariche di hamster. Tale BMP è strutturalmentesimile alla omologa BMP bovina.
Ipotizzando un 50% di purezza, la quantità minima di rhBMP-2 necessaria per
indurre formazione di cartilagine risultò essere di 600 ng, contro i 50 ng di
BMP-2 bovina. I motivi possono risiedere nella presenza di altri fattori
sinergici presenti nell’estratto bovino, o nella presenza di rhBMP-2
incomplete. Tanto la neoformazione cartilaginea (apprezzabile in settima
giornata) che quella ossea (quattordicesima giornata) risultano proporzionali
alla dose impiegata di BMP, dosi molto elevate accorciano tali tempi. Da un
punto di vista isologico non vi sarebbero differenze tra l’osteoinduzione
innescata da BMP naturali e quella stimolata da BMP ricombinanti.

L’attività osteonduttiva
evidenziata in modelli sperimentali (muscolo della coscia di ratto) dalla
rhBMP-2 si è dimostrata superiore a quella della BMP-6 e -7 ottenute dallo
Xenopus, con miglior formazione della matrice inorganica (Kusumoto, 1997).

Sellers nel 1997 ha investigato gli
effetti della rh-BMP-2 sulla guarigione di difetti osteocondrali a tutto
spessore nella troclea femorale di 99 conigli. In un terzo degli animali il
difetto (3 x 3mm) venivalasciato vuoto, in un terzo riempito con spugna di
collagene e nel restante terzo con spugna di collagene impregnata con 5
microgrammi di rhBMP-2. Con tecniche istologiche, immunoistochimiche e con
l’utilizzo del microscopio a fluorescenza si è potuto dimostrare la maggior
rapidità di guarigione ossea nel terzo gruppo e il miglior aspetto istologico
della sovrastante cartilagine articolare, con uno spessore di questa in
ventiquattresimasettimana pari al 70% della cartilagine sana adiacente.

Lecoeur (1997) ha dimostrato in vitro,
valutando l’attività fosfatasica alcalina come marker precoce della
differenziazione osteogenica, lo stimolo differenziativo della rhBMP-2 non
solo a livello delle cellule dermiche e muscolari striate di topo, ma
anche a livello di adipociti extramidollari.

Erickson (1997), sempre in vitro, ha
scoperto come concentrazioni efficaci (12, 5-100 ng/nl) di rhBMP-2 regolino
proliferazione e crescita di condrociti di ratto, con produzione di
matrice, e che gli effetti sono legati allo stadio di maturazione delle cellule
bersaglio; in particolare le cellule delle zone non in crescita reagirebbero in
modo più sensibile, stimolando in quesre a loro volta la sintesi di mRNA per le
BMP-2 e -4.

Zegzula (1997), dopo aver provocato
lesioni diafisarie di 20 mm in ossa lunghe di conigli, le ha lasciate vuote
(gruppo 1), le ha riempito con innesto corticospongioso autologo (gruppo 2), o
con acido polilattico veicolante diverse quantità (0, 17, 35, 70) microgrammi
di rhBMP-2 (gruppi 3, 4, 5, 6). I mezzi radiografici e radiomorfometrici
computerizzati hanno dimostrato. In quarta settimana la maggior radioopacità
dei gruppi 5 e 6 (sostanzialmente simile) rispetto ai gruppi 3 e 4, e persino
rispetto al gruppo 2, suggeriva una miglior guarigione ossea, dimostrata anche
istologicamente ed istomorfometricamente, ed una graduale scomparsa del carrier
(PLA) utilizzato. Inoltre la reazione infiammatoria evocata dal PLA era
inversamente proporzionale alla concentrazione di rhBMP-2. Utilizzando gli
stessi mezzi di indagine si è altresì notato che in ottava settimana la
quantità di osso neoformato nei difetti riempiti con osso autologo ed in quelli
dei gruppi 4, 5 e 6 era equivalente, e comunque di gran lunga superiore
rispetto ai gruppi 1 e 3.

La dose dipendenza degli effetti della
rhBMP-2 è stata sperimentalmente dimostrata da Bostrom (1995), ma solo per
quanto riguarda la velocità di formazione del callo. Ottenuto questo, le
proprietà meccaniche non differiscono tra i gruppi con diversa concentrazione
di rhBMP-2.

BMP-6

La BMP-6, la cui produzione in
cellule della linea osteoblastica è nettamente aumentata dopo somministrazione
di estrogeni (studi in vitro di Rickard, 1998) e di glucocorticoidi in
concentrazioni fisiologiche (Boden, 1997),  al pari di altri componenti della
famiglia TGF-beta ha importanti funzioni anche in altri tessuti.

Per esempio, uno studio di Knittel del
1997 su cellule epatiche stellate di ratto avrebbe dimostrato uno stimolo da
parte della TGF-beta 1 sull’espressione dellaBMP-6 da parte di questi
epatociti, ed un ruolo della stessa nella crescita e differenziazione epatica,
soprattutto in risposta a danni tissutali.

BMP-7

La BMP-7 ha un importante ruolo
nella differenziazione del sistema nervoso, modificando la risposta
delle cellule della cresta neurale ad altri fattori di crescita (SHH) e
promuovendone la differenziazione (Dale, 1997).

Uno studio in vitro ha evidenziato l’azione
modulante della BMP-7 su altri fattori di crescita, come l’endotelina-1
(ET-1), durante i processi di osteoformazione (Kitten, 1997).

Utilizzando la rhBMP-7 su linee
cellulari (SaOS-2 e U2-OS) di osteosarcoma umano Honda (1997) ha evidenziato
come già dopo 24 questa ne innalzi la produzione di BMP-6 e ne abbassi quella
di BMP-2 e BMP-4.

Un altro studio in vitro su condrociti
umani di donatori fetali, adolescenti ed adulti ha dimostrato un netto aumento
della sintesi di proteoglicani e collagene II dopo somministrazione di rhBMP-7,
ancora maggiore rispetto ad altre molecole, come l’attivina A e la TGF-beta 1
(Flechtenmacher, 1996).

Ma che le proprietà dellaBMP-7 non siano
solo di regolazione e di modulazione, ma costituiscano intrinsecamente una potente
attività osteoinduttiva, lo dimostra un lavoro congiunto di due tra i più
importanti studiosi in questo specifico campo: Ripamonti e Reddi. Nel 1997
hanno esaminato l’efficacia di una singola applicazione di rhBMP-7 nella
rigenerazione di ampi difetti della calvaria di babbuini adulti, riempiendo il
difetto con matrice ossea organica bovina (carrier) e rhBMP-7 in diversa
concentrazione, o con il solo carrier. Sezioni prelevate a 15, 30, 90 e 365 gg
dal’innesto per studiare l’evoluzione temporale della morfogenesi tissutale
hanno evidenziato una neoformazione ossea centripeta dopo angiogenesi e
migrazionedi cellule mesenchimali; dopo 15 gg l’osso formato comprendeva
elementi del midollo pienamente differenziati, e dopo 90 gg il difetto era
colmato per intero, nel gruppo con rhBMP-7, particolarmente negli innesti con
maggior concentrazione di quest’ultima. Addirittura nel gruppo in cui la
concentrazione di rhBMP-7 nel carrier superava i 2, 5 mg per g di carrier, vi
era ossificazione esuberante con deposizione eterotopica di matrice addirittura
nel muscolo temporale. A distanza di un anno i difetti colmati col carrier e
rhBMP-7 presentavano una buona ricostruzione di entrambe le corticali della
calvaria. Questi risultati dimostrano come la rhBMP-7 induca una completa
rigenerazione dell’osso di calvaria nei primati adulti, e suggerisce una
concentrazione tra 100 e 500 microgrammi di rhBMP-7 per g di matrice ai fini di
una attività ottimale.

Secondo i due autori, questi risultati
sui primati possono gettare le basi scientifiche per futuri impieghi clinici
della rhBMP-7.

L’effetto della rhBMP-7 è
dose-dipendente (Bostrom, 1995).

Correlazione tra alcune BMP e
malattie dell’apparato scheletrico

L’OPLL (ossificazione del
legamento longitudinale posteriore) è una ossificazione patologica del
legamento spinale con formazione di osso ectopico di origine encondrale e
compressione radicolare.

La presenza a questo livello di
recettori per le BMP-1, BMP-7 e per l’attivina in quantità nettamente superiore
alla norma suggerisce che queste molecole siano in qualche modo coinvolte nella
patogenesi di tale patologia (Yonemori, 1997).

Analogamente linee cellulari isolate dal
legamento spinaledi pazienti con OPLL rispondono in vitro in modo molto più
evidente rispetto a cellule di pazienti sani all’azione della BMP-2, confermando
il lavoro precedente e suggerendo che il meccanismo trasduttivo iniziato dalla
BMP-2 sia in qualche modo deviato rispetto alla norma (Kon, 1997).

Hoshi (1997) è andato oltre, iniettando
nel legamento spinaledi animali sani una soluzione contenente BMP-2 e
provocando in questo modo, già dopo 7 gg, una proliferazione del numero dei
fibroblasti ed una loro trasformazione in condrociti immersi in una matrice
ricca di collagene II dopo 15 gg. Dopo 21 gg l’ossificazione indotta dalla
BMP-2 comprimeva il midollo spinale, ed in sesta settimana il tessuto
legamentoso era stato completamente sostituito da tessuto osseo.

L’OLF (ossificazione del
legamento giallo) presenta da un punto di vista patogenetico caratteristiche
simili alla OPLL, con una altissima concentrazione di recettori per le BMP-2,
-4 e -7 nei condrociti maturi ed immaturi presenti nelle zone calcificate, recettori
che fisiologicamente sono così abbondanti solo nei condrociti delle zone di
inserzione ossea del legamento stesso.

Secondo Hayashi (1997) anche in questa
patologia le BMP sarebbero le responsabili dell’ossificazione encondrale
ectopica e continua di questi pazienti.

La FOP (fibrodisplasia
ossificante progressiva) è un raro disordine genetico caratterizzato da una
progressiva deposizione di matrice ossea in sedi ectopiche e nella cui
patogenesi è stata dimostrata la responsabilità di almeno due BMP, la 2 e la 4
(Gannon, 1997).

Shafritz (1996) ha riscontrato una
espressione anomala bi BMP-4 in linee cellulari linfoblastoidi di 26 pz. su 32
affetti da FOP, contro un caso su 12 in pazienti sani.

Connor (1996) ipotizza la possibilità di
influenzare, a scopo terapeutico, l’espressione della BMP-4 o di agire sui suoi
due recettori cellulari.

Attraverso il Northern blot test
effettuato su cellule ematiche di pazienti affetti da FOP si è dimostrato come
le cellule della serie bianca producano BMP-4, fenomeno assente nei soggetti
non malati.

La rhBMP-2 è stata utilizzata in vitro
su cellule mesenchimali indifferenziate del midollo osseo di soggetti affetti
da OI (osteogenesi imperfetta), cellule che in questa patologia
esibiscono bassi livelli di attività fosfatasica alcalina; in seguito a
somministrazione di rhBMP-2 si è ottenuto un netto incremento di tale funzione
ed una aumentata produzione di osteocalcina (Balk, 1997). Ricordiamo che l’OI è
una malattia su base genetica caratterizzata da alterata sintesi di collagene;
a livello clinico riscontriamo fragilità ossea, lassità legamentosa e
caratteristico colore bluastro delle sclere.

Il ruolo delle BMP nella formazione di
alcuni tumori odontogeni è stato dimostrato con metodi immunoistochimici
da Gao (1997), che ha utilizzato anticorpi monoclonali anti BMP per dimostrare
l’espressione e la distribuzione delle BMP in tali neoplasie. Il risultato è
positivo in tutti i tumori odontogeni che formano smalto, cemento, dentina od
osso (fibromi odontogeni, cementoblastomi, dentinomi, odontomi composti),
mentre altre neoplasie (ameloblastomi, tumori odontogeni calcificanti) non
appaiono correlati ad una aumentata espressione di tali fattori.

Linee cellulari di carcinomi gastrici
scarsamente differenziati esprimono in modo abnorme BMP-2 mRNA e BMP-4 mRNA;
tale fenomeno è meno evidente in cellule di carcinomi gastrici ben
differenziati (Katoh, 1996).

Alti livelli di BMP-6 sono espressi nel carcinoma
prostatico umano, tanto che tale proteina potrebbe essere utilizzata come
marker in tale neoplasia; il trattamento anti-androgeni non ne modifica la
produzione (Barnes, 1995)

Esempi di applicazione clinica
in letteratura

I primi lavori clinici risalgono a
Urist, che per primo usò derivati ossei purificati ad alto tenore di BMP nel
trattamento di unioni ossee malconsolidate.

La più ovvia proposta di applicazione
cllinica delle BMP è proprio il loro utilizzo quali iniziatori molecolari della
rigenerazione ossea.

“La dimostrazione
dell’osteoinduzione in primati adulti con HA non riassorbibile e matrice ossea
collagene insolubile arricchita dalle bBMP stabilisce il potenziale terapeutico
del principio dell’osteoinduzione nella chirurgia riparativa ortopedica,
craniofacciale e parodontale. ” (Ripamonti, 1992)

Nel campo della chirurgia riparativa
del distretto cranio-maxillo-facciale settori di possibile utilizzo sono la
riparazione di difetti ossei a tutto spessore, la riparazione di schisi e
l’utilizzo in campo preprotesico.

Un esempio in vivo di utilizzazione per
difetti ossei a tutto spessore: resezioni mandibolari di 20 mm in macachi (e
con i monconi mantenuti distratti) trattati con due diversi dosaggi di rhBMP-2
(rispettivamente 0, 2 e 0, 8 mg x cc di carrier – spugna di collagene I) o con
semplici autoinnesti hanno dimostrato analoghe buone capactà di rigenerazione
ossea; le aree interessate sono state addirittura impiantate e protesizzate con
successo dopo 13 mesi. In tutti i casi l’altezza del processo alveolare era
buona, e pari all’altezzadelle aree sane, e l’analisi istomorfometrica
evidenziava una eccellente qualità ossea (Boyne, 1996).

Un esempio clinico è invece stato
pubblicato recentemente (febbraio 1998) dal neurochirurgo infantile Arnaud
congiuntamente ad Ortiz-Monasterio. Il lavoro riguarda il trattamento di 11
pazienti pediatrici affetti da difetti cranio-maxillo-facciali (schisi
facciali, Apert e Crouzon) con una combinazione di fattori osteoinduttivi (un
microgrammo di TGF-beta 1 omologa) ed una “impalcatura”
osteoconduttiva (Biocoral in forma granulare o in blocchetti + colla di
fibrina). Il follow-up a 3 anni clinico e radiologico suggerisce un buon
comportamento di tale materiale, tale da suggerirne l’utilizzo come possibile
alternativa all’osso autologo.

In campo odontoiatrico si ricerca
l’induzione della dentinogenesi e della cementogenesi nella rigenerazione
dei difetti parodontali.

In presenza di rhBMP-7 la dentina avvia
infatti la cementogenesi e non l’osteogenesi nella guarigione di difetti
parodontali (Ripamonti, 1996). I lavori in questo settore sono numerosi, e ne
abbiamo già descritto qualcuno.

Un’altra possibile applicazione in campo
odontoiatrico è suggerita dal seguente lavoro sperimentale.

L’applicazione di rhBMP2 sulla
superficie di impianti in titanio posizionati in tasche muscolari di ratti ha
dimostrato di incrementare enormemente la apposizione di osso intorno agli
impianti stessi, rispetto ai casi controllo in cui gli impianti non erano
trattati con tale fattore. L’osteoinduzione, attraverso una ossificazione di
tipo encondrale, portava alla formazionedi osso già dopo 3 settimane. Non
significativa la presenza o meno di HA sulla superficie degli impianti (Cole,
1997)

Ricoprendo la superficie in titanio di
impianti endossei con BMP bovine, Yan ha documentato la loro completa
osteointegrazione in sole 4 settimane. Questo studio indica che tale processo
può essere accelerato dall’osteoinduzione innescata dalle BMP.

Numerose le possibili applicazioni in
campo ortopedico, e innumerevoli gli studi in vitro, in vivo e le
applicazioni cliniche, prima fra tutte quella descritta da Urist.

Johnson (1988) utilizzò BMP a dosaggi
molto elevati (cento milligrammi e oltre) nel trattamento di difetti segmentali
di tibia usando come “carrier” innesti di spugnosa, con buoni
risultati.

Citiamo un lavoro che dimostrerebbe
l’efficacia delle BMP anche nella guarigione di lesioni cartilaginee: BMP
bovine veicolate da un carrier ceramico hanno accelerato e migliorato
notevolmente la guarigione di difetti cartilaginei creati sperimentalmente in
conigli rispetto ai controlli. Mentre negli animali in cui il gap era stato
colmato con le bBMP il difetto cartilagineo (originariamente di 5 x 5 mm) era
completamente riempito di osso già dopo 4 mesi, nei controlli si osservava nel
medesimo lasso di tempo una minima formazione di cartilagine ai margini del
difetto (Cui, 1997).

Difetti cartilaginei possono quindi
essere riparati inducendo la differenziazione delle cellule mesenchimali
indifferenziate presenti nel pericondrio e nella fascia muscolare.

Un esempio di applicazione in vivo? Un
lavoro di un neurochirurgo (Sheehan, 1996) mette a confronto diversi materiali
impiegati nella fusione spinale (T 13- L 1, L 4- L 5 di cani da esperimento),
precisamente autoinnesto iliaco, autoinnesto iliaco + collagene, autoinnesto
iliaco + collagene + rhBMP-2. Le fusioni di quest’ultimo gruppo esibirono
aumenti drammatici e precoci di volume e radiodensità rispetto agli altri
gruppi, raggiungendo dimensioni paragonabili agli stessi corpi vertebrali.

Si ipotizza la somministrazione
sistemica di BMP in alcune patologie. La BMP-7 intravenosa ha effetti
cardioprotettivi in ratti con ischemia miocardica (Lefer, 1992) e
neuroprotettivi in ratti con ipossia o ischemia ceebrale (Perides, 1995). In
questi ultimi la somministrazione intraperitoneale di BMP-7 porterebbe ad una
riduzione dell’area infartuata e della mortalità.

Nakaoka (1997) ha dimostrato che le
malattie caratterizzate da un disordine della proliferazione vascolare
potrebbero in futuro essere controllate dalla somministrazione di BMP-2, che in
vitro ha dimostrato di inibire l’eccessiva proliferazione di cellule della
muscolatura liscia vascolare e la sintesi e deposizione di matrice
extracellulare, alla base di queste patologie.

Alcuni di questi effetti cardio- e
neuroprotettivi sono correlati all’abilità dela BMP-7 di preservare la funzione
endoteliale ed inibire l’adesione dei neutrofili alle paret endoteliali (Lefer,
1992).

L’importanza di un
carrier

Lo sviluppo di un efficace biomateriale
sostitutivo dell’osso richiede la combinazione di un fattore osteoinduttivo e
di un appropriato carrier (o sistema di rilascio).

La scelta di un substrato o di un
carrier per il rilascio locale delle BMP è di fondamentale importanza per i
futuri impieghi di queste molecole; è infatti il composto carrier-BMP nella
sua globalità ad avviare la cascata dei meccanismi osteoinduttivi.

La rigenerazione ossea in un contesto
clinico richiede infatti tre componenti chiave: il segnale morfogenetico,
il carrier attraverso cui il segnale è veicolato, e che agisce da
“scaffold” per il nuovo osso, e ovviamente le cellule bersaglio
con recettori in grado di “legare” le BMP (Ripamonti, 1997).

Dopo anni di enfasi sulla centralità
delle molecole osteoinduttive, si afferma ora un nuovo concetto: la promozione
della crescita ossea richiede il controllo della concentrazione locale di
questi fattori (che hanno emivita molto breve), più che lo stimolo della
crescita tissutale in generale (Wang, 1996).

Le attuali ricerche mirano allo sviluppo
di materiali “intelligenti”, con precise caratteristiche strutturali
ed in grado di iniziare spontaneamente la morfogenesi ossea, e addirittura
substrati con intrinseca attività osteoinduttiva.

Dato che inizialmente le BMP venivano
estratte ed isolate dalla matrice ossea, il primo carrier usato
sperimentalmente era matrice collagene insolubile, ottenuta dopo trattamento
dell’osso con guanidina-HCl.

Nel corso degli anni sono stati proposti
e sperimentati numerosi carriers in grado di favorire la bioattività delle BMP:
midollo osseo autologo, sostituti ossei semisintetici, proteine della matrice
ossea organica (principalmente collagene di tipo I o IV), polimeri sintetici
biodegradabili (PLA e PGA-acidi polilattico e poliglicolico), membrane a base
di collagene.

In una revisione della letteratura
Lindholm e Gao (1993) classificarono i diversi carriers in base alle diverse
proprietà biologiche: alcuni, come le ceramiche non riassorbibili ed i metalli,
rimangono stabilmente nell’osso, altri, come il collagene ed i polimeri
sintetici, vengono assorbiti. Il problema è che per alcuni di questi il tempo
di riassorbimento è troppo breve perché possano svolgersi adeguatamente i
meccanismi dell’osteoinduzione.

I requisiti del carrier ideale
sono, secondo Ripamonti (1997) e per unanime consenso, i seguenti:

– biocompatibilità

– non immunogenicità

– modellabilità

– garanzia di supporto meccanico

– integrazione ai tessuti circostanti,
capactà di essere invaso dalle strutture vascolari e mesenchimali

– capacità di facilitare l’interazione
tra queste strutture e le BMP adsorbite sul carrier

– capacità di avviare l’induzione con
basse dosi di BMP

– biodegradabilità

– geometria ottimale (in rapporto al
tipo di legame con le BMP veicolate, ed alla cinetica di rilascio delle stesse)

Quest’ultimo aspetto si sta rivelando di
fondamentale importanza, e sono numerosi i lavori che ne documentano
l’influenza sull’induzione e morfogenesi tessutale.

Se diamo uno sguardo alla ormai ampia
letteratura, scopriamo che praticamente ogni biomateriale è stato testato in
vitro, in vivo o clinicamente, come carrier.

Polimeri. Ferguson (1987) utilizzò BMP bovine veicolate da un
copolimero di acido polilattico (PLA) e di acido poliglicolico (PGA).
Usando materiale di sintesi si cercava di ovviare ai potenziali rischi (di
ordine immunitario ed infettivo) legati all’uso di carriers peraltro ottimi,
quali l’osso demineralizzato (Yasko, 1993). L’uso di particelle
bioriassorbibili (microsfere porose) a base di questi polimeri presenta una
possibile alternativa ai carriers biologici. Il copolimero PGA-PLA si dimostrò
in grado di rilasciare le BMP gradualmente, ma il riassorbimento era talmente
lento da interferire negativamente con la guarigione ossea, e i materiali
provenienti dalla sua degradazione in grado di innescare una reazione da corpo
estraneo. Tuttavia sia il PLA che il PGA sono largamente impiegati (suture
riassorbibili, viti e placche degradabili), e sono stati sperimentati
ripetutamente anche come sistemi di rilascio (Heckman, 1991; Bostrom, 1995).

Questi due autori hanno fatto diversi
studi sull’utilizzo del PLA e del PGA, singoli o in associazione, come
carriers. Bostrom nega di aver osservato importanti risposte infiammatotie
collegabili al degrado di queste sostanze (soltanto isolate cellule giganti nei
tessuti circostanti).

Heckman pose a confronto due carriers, osso
bovino demineralizzato e PLA, quali vettori di BMP canine, in
difetti ossei creati in ossa lunghe di cane. Non solo osservò un miglior
comportamento del composto PLA-BMP rispetto al composto osso bovino
demineralizzato-BMP, ma addirittura del solo PLA rispetto a quest’ultimo.

Robinson (1995) ha studiato l’impiego
del PLA privo di BMP, e quindi a solo scopo osteoconduttivo, utilizzando dischi
di questo materiale di diversa porosità ed impiantandoli nella calvaria di
conigli. L’ammontare della crescita ossea si dimostrò proporzionale al diametro
dei pori (buona crescita nei dischi con pori di 350 micron rispetto a quelli
con pori di 100 o 200 micron), ma in tutti i casi si verificò una indesiderata
risposta da parte di cellule giganti in grado di interferire con i meccanismi
di osteoconduzione. La conclusione dell’autore è che prima di verificarne le
capacità osteoinduttive unendo le BMP al PLA, si debba migliorare il tipo di
preparazione di questa molecola. L’utilizzo di rhBMP-2 veicolata da gelatina,
PLA e PGA in difetti parodontali sperimentali di cani beagle ha permesso una
buona neoformazione di osso, cemento e fibre di Sharpey, evidente persino in
difetti circonferenziali (Kinoshita, 1997).

Gelatina. Takagi e Urist impiegarono nel 1982 BMP adsorbite su
capsule di gelatina per riparare difetti creati nella teca cranica di
ratti. Analogamente fece Nilsson ne 1985, coniugando BMP bovine a capsule di
gelatina in femori di conigli.

Collagene. Lindholm
nel 1988 utilizzo come carrier un complesso di proteine non collagene della
matrice ossea. Combinando le BMP con le proteine collagene della matrice
i risultati sono buoni, forse per la capacità di queste di rilasciare
lentamente le BMP.

TCP. Urist
propose l’anno successivo l’uso come carrier del TCP (fosfato
tricalcico). Il composto TCP-BMP fu impiegato con successo in difetti della
teca cranica di cani.

HA. Horisaka nel 1991 impiegò come substrato
l’idrossiapatite (HA). Analogamente fece Miller (1991), con l’impiego di
HA corallina e BMP, con risultati nettamente migliori che non con la sola HA.

Kusumoto (1996) ha sperimentato su
modelli animali un carrier composto da collagene I più HA porosa, veicolante
rhBMP-2.

Ripamonti (1991) ha associato al
potenziale osteoinduttivo della matrice ossea demineralizzata il
“supporto” della HA corallina porosa, ottenendo una buona
ossificazione eterotopica in babbuini.

Successivamente (1992) lo stesso
Ripamonti ha pubblicato due lavori in cui confronta l’efficacia di HA corallina
riassorbibile e non, usata sola o come carrier per BMP bovine. In questi studi
in vivo (calvaria di babbuino) emerge la maggior efficacia della HA non
riassorbibile, forse per una prematura dissoluzione degli impianti di HA
riassorbibile. Anche in presenza di BMP non si osservò alcuna formazione d’osso
con questi impianti; al contrario essa si verificò tanto negli impianti di HA
non riassorbibile trattati con BMP che in quelli non trattati. Si arriva ad
un’importante conclusione: le caratteristiche chimiche e strutturale del
carrier, indipendentemente dallo stimolo osteoinduttivo, hanno profonda
influenza sulla morfogenesi ossea. Il rivestimento con collagene di tipo I
preparato dall’osso del babbuino degli impianti di HA non aumentava la quantità
di osso formata. “La differenziazione delle cellule osteogeniche in
diretta apposizione alla HA suggerisce che questo substrato possa agire da
solida matrice per l’assorbimento ed il rilascio controllato delle BMP”.

Arnaud (1994) documenta un potenziamento
della attività TGF-beta 1 dopo associazione con HA corallina e colla di
fibrina. Secondo l’autore il riassorbimento del corallo sarebbe accelerato
dalla TGF-beta 1, con sostituzione da parte di osso istologicamente normale già
dopo 2 mesi.

Fedele a questo presupposto lo stesso
Arnaud ha poi pubblicato i buoni risultati a 3 anni dell’applicazione clinica
di tale composto (1998, vedi paragrafo precedente).

La associazione HA + collagene + BMP
bovine parzialmente purificate è proposta dal giapponese Asahina (1997) e da
lui sperimentata con successo (es. istologico), rispetto alla combinazione HA +
collagene, nella riparazione di difetti mandibolari di cani. Asahina, così come
Arnaud, usa sia HA granulare che in blocchetti; l’osso neoformato infiltrava in
profondità i pori della HA. Asahina conclude che tale associazione costituisca
una valida alternativa all’osso autologo.

Anche un altro giapponese, Ono (1992),
ha riportato l’efficacia di un composto a base di BMP, HA e collagene.

Altri materiali ceramici. Nicoll (1997) ha proposto un vetro poroso (Xerogel)
in grado di rilasciare il fattore di crescita desiderato (nel caso specifico
TGF-beta 1) per un arco di 7 gg,  in modo talmente lento e continuo da
permettere  osteoinduzione, ma si tratta di uno studio in vitro.

Osso demineralizzato. Sempre nel 1991 Bowers utilizzò la BMP-3 combinata
con osso umano demineralizzato, liofilizzato e refrigerato (DFDBA) in
tasche parodontali di pazienti umani, ottenendo risultati migliori rispetto
alla stessa BMP-3 associata a collagene bovino.

Squalene. Kawakami (1997)  ha utilizzato capsule di gelatina
contenenti BMP bovine e squalene (materiale usato dall’industria
cosmetica) per ottenere osteoinduzione nel tessuto muscolare di topi,
confrontandole con analoghe capsule contenenti unicamente la stessa quantità di
BMP. Nel primo caso l’ossificazione eterotopica era maggiore del 40%, secondo
l’autore per il lento rilascio locale delle BMP permesso dallo squalane.

Discussione e considerazioni conclusive

La finalità di qualunque sostituto osseo
è di rimpiazzare nella maniera più efficace l’osso autologo, che al presente
rimane il miglior materiale per la riparazione ossea.

Ottenimento. L’ottenimento
di questi fattori, specie in forma purificata, è ancora difficile e costoso, e
l’esperienza clinica ancora limitata.

Le BMP possono essere ottenute dallo
scheletro umano e successivamente purificate, o dallo scheletro di bovini.

L’osso demineralizzato, omologo od
eterologo, è una fonte di multipli fattori di crescita, per quanto in forma non
purificata.

Infine ricordiamo i fattori di crescita
ricombinanti ottenuti con tecniche di ingegneria genetica, i più puri in
assoluto.

La necessità di associare fattori
osteoinduttivi e materiali osteoconduttivi. La letteratura più recente sulla rigenerazione ossea
da parte dei sostituti suggerisce la complementarità strutturale e funzionale
dei materiali osteoinduttivi usati insieme a quelli osteoconduttivi (Habal e
Reddi, 1992; Urist, 1994 e Breibart, 1995).

Il ruolo dei fattori osteoinduttivi è
attualmente esplorato in associazione ad altri materiali, perché la loro
emivita è troppo breve, e gli sforzi mirano alla messa a punto di sistemi di
rilascio (vedi paragrafo relativo ai carriers).

Utilizzo singolo o in cascata? I fautori dell’utilizzo di osso demineralizzato,
rispettosi di quella che è la biologia della riparazione ossea, asseriscono che
è l’azione congiunta dei diversi fattori a permettere i migliori risultati ed a
possedere la più potente azione osteoinduttiva.

Non di meno un singolo fattore può
essere estremamente attivo, come abbiamo già detto; alcuni autori
dimostrerebbero che il potenziale osteoinduttivo della rhBMP-2 è superiore a
quello di una matrice ossea demineralizata (Ferguson, 1987).

Infine vi è la terza strada: associare
fattori purificati e matrice demineralizzata al fine di sinergizzarne
le azioni (Toriumi, 1991).

CAP. 3

TECNICHE E INDICAZIONI
CHIRURGICHE NELLA RIABILITAZIONE

DEL MASCELLARE SUPERIORE
ATROFICO

Il mascellare superiore edentulo va progressivamente
incontro ad atrofia sui piani verticale ed orizzontale e tale riassorbimento è
progressivo nel tempo; Cawood e Howell (1988) hanno studiato le modalità e i
tempi in cui, dopo la perdita degli elementi dentari, questo avviene.

A livello dell’osso basale la perdita di
sostanza non è quasi mai significativa, il processo alveolare invece si riassorbe
sia in senso trasversale che verticale.

Aggiungiamo che sono correlate all’età
ed alla perdita degli elementi dentari tanto la aumentata pneumatizzazione dei
seni mascellari quanto la modificazione dei rapporti intermascellari.

Questi ultimi possono presentarsi
alterati in senso sagittale (rapporti di terza classe), verticale (aumento
della distanza interarcata compensata solo parzialmente da una anterotazione
mandibolare) e trasversale (riassorbimento sul versante vestibolare nel
mascellare superiore,  linguale nella mandibola).

Tale riassorbimento è dovuto in gran
parte al venir meno della sollecitazione meccanica data dai denti e dal loro
carico funzionale; va ricordato che il tipo e la direzione del carico
funzionale di una protesi totale mobile di tipo classico causa un ulteriore
riassorbimento del processo alveolare edentulo.

Alcune caratteristiche anatomiche come
la presenza delle cavità nasali medialmente e dei seni mascellari lateralmente,
insieme alla preponderanza di osso di tipo midollare, limitano ulteriormente la
quantità di osso a disposizione. L’osso corticale presente a livell delle
piriformi, dei processi zigomatici e del palato duro non è utilizzabile ai fini
implantoprotesici.

Non va dimenticato il peggioramento
estetico del volto (allargamento ed appiattimento dei profili alari, caduta
dellapunta del naso e assottigliamento del labro) conseguente alla modificata
inserzione dei muscoli mimici.

Come vedremo in seguito, la
sollecitazione esercitata dagli impianti osteointegrati è simile a quella delle
radici dei denti, ed in grado quindi di ridurre significativamente l’entità del
riasorbimento nelle zone interesate.

Anche per questo motivo la
riabilitazione mediante impianti sta trovando sempre più applicazione, a patto
che esistano le condizioni necessarie per l’osteontegrazione.

L’altezza del sito implantare, ai fini
di una buona stabilità primaria, deve essere non meno di 5 mm; lo spessore deve
poter contenere completamente la fixture utilizzata, solitamente di diametro
variabile dai 3, 5 ai 4, 5 mm.

Dove la morfologia delle creste
atrofiche non rispetti tali parametri, od ogni qual volta i rapporti
intermascellari siano alterati (per il riassorbimento osseo a livello del
mascellare superiore o per preesistenti rapporti scheletrici di terza classe non
più mascherati dall’inclinazione degli elementi dentari prima presenti), si può
ricorrere a tecniche chirurgiche ricostruttive preprotesiche / preimplantari
variamente combinate tra loro.

Classificazione
di Cawood e Howell

Per classificare il grado di atrofia dei
mascellari si può utilizzare lo schema proposto nel 1988 da Cawood e Howell.

Classe I: rientra in questa categoria la cresta con dentatura
conservata

Classe II: è la cresta alveolare postestrattiva immediata

Classe III: è la cresta postestrattiva tardiva, con profilo
arrotondato ma altezza e spessore residui  adeguati all’inserimento di impianti

Classe IV: la morfologia della cresta è a lama di coltello,
cioè ha uno spessore insufficiente per l’inserimento degli impianti. L’altezza
è invece conservata. Nel caso del mascellare superiore, anteriormente la
distanza tra il margine della cresta e pavimento nasale è di almeno 10 mm e
quindi sufficiente; posteriormente la distanza tra bordo alveolare e pavimento
del seno è variabile

Classe V: il processo alveolare è ampiamente riassorbito, con
altezza e spessore insufficienti all’accoglimento degli impianti. Nel
mascellare superiore l’osso residuo anteriormente è generalmente inferiore a 10
mm, ma è comunque rappresentato; nei settori posteriori il pavimento può essere
addirittura allo stesso livello del margine della cresta. La distanza
interarcata è aumentata.

Classe VI: il riassorbimento coinvolge anche l’osso basale, i
fornici sono ridotti e la volta palatina si presenta appiattita. La distanza
interarcata è aumentata ed i rapporti sagittali tipicamente di III classe. Nei
settori anteriori e laterali cavità nasali e paranasali possono essere separate
dal cavo orale unicamente da mucosa

Classificazione
di Jensen

Nei settori posteriori del mascellare
superiore è particolarmente importante l’altezza dell’osso residuo perché è
questa a condizionare il timing dell’implantologia. Sebbene esistano diverse
tecniche in grado di permettere il posizionamento imediato degli impianti anche
con poco spazio verticale (stabilità primaria ottenuta con un blocco di osso
autologo opportunamente impattato nel seno mascellare, vedi cap. 7), è norma
non procedere con l’implantologia immediata quando questo stesso spazio sia
inferiore a 5 mm.

La classificazione di Jensen, proposta
nel 1994, suddivide i siti implantari in base alla quantità di osso residuo
verticale in quattro classi.

Classe A: osso residuo con altezza maggiore di 10 mm

Classe B: altezza compresa tra 7 e 9 mm

Classe C: altezza compresa tra 4 e 6 mm

Classe D: altezza inferiore a 3 mm

Questa classificazione chirurgica, non
esaustiva come quella di Cawood e Howell, è specifica per i settori
latero-posteriori del mascellare superiore.

Tecniche chirurgiche: cenni

Gli obiettivi della ricostruzione del
mascellare superiore gravemente riassorbito sono principalmente due:
ripristinare quantità, forma e posizione dell’osso perduto e ottenere
sufficiente ancoraggio per gli impianti osteointegrati.

In era preimplantare erano diffuse
tecniche di vestiboloplastica per aumentare l’area di supporto delle protesi
mobili; le forze trasmesse da queste ultime non impedivano comunque il
riassorbimento osseo.

Attualmente le procedure di innesto
osseo migliorano massa, forma e posizione del mascellare ma sono
prognosticamente ancora poco prevedibili in quanto a riassorbimento,
indipendentemente dal materiale utilizzato.

Partendo dal presupposto che il carico
precoce diminuisce l’entità del riassorbimento, Branemark ideò anni fa una
tecnica ricostruttiva con innesti misti (osso autologo e impianti endossei).

In questo modo l’innesto autologo veniva
stabilizzato all’osso ricevente con gli stessi impianti, che assolvevano la
duplice funzione di diminuire il riassorbimento osseo (vedi paragrafo sulla implantologia
immediata) e di fornire un adeguato supporto, una volta avvenuta
l’osteointegrazione, per la costruzione di protesi fisse.

Chirurgia delle parti molli

Nell’era preimplantare era importante
preservare l’altezza dei fornici ai fini di una buona ritenzione della protesi
mobile totale; tale richiesta diventava fondamentale nell’arcata inferiore.

Attualmente l’inserimento di due o tre
impianti garantisce di per sè eccellente tenuta alla protesi mobile
indipendentemente dalla profondità dei fornici, e gli interventi di
vestiboloplastica trovano oggi meno indicazioni.

Accanto al classico intervento di
vestiboloplastica sottomucosa proposto da Obwegeser nel 1959, trovano
applicazione le tecniche di plastica con innesti di cute o di mucosa.

Ormai poco utilizzati, a causa del
disagio postoperatorio, gli interventi di incisione e scollamento
sovraperiosteo e sutura della mucosa sul periostio nella zona più alta del
fornice, con epitelizzazione secondaria del periostio lasciato esposto.

Nelle gravi atrofie si rende necessario
ripristinare la giusta quota di gengiva cheratinizzata a livello perimplantare.

Chirurgia ricostruttiva ossea

La chirurgia ricostruttiva
preprotesica-preimplantare si avvale di tecniche di apposizione (onlay)
verticali o vestibolari, di interposizione (innesti inlay o a sandwich) e di
osteotomie LeFort I.

Nel trattamento delle atrofie di
interesse chirurgico, e precisamente quelle rientranti nelle classi IV, V e VI
di Cawood e Howell, la pianificazione può prevedere la combinazione di più
tecniche simultaneamente.

La tecnica di rialzo del pavimento
del seno mascellare (sinus lift) è stata proposta da Boyne nel 1980 e
prevede l’accesso alla cavità sinusale dalla sua parete laterale innestando il
materiale di riempimento (innesto autologo o biomateriale) previo scollamento e
rispetto della mucosa sinusale.

Per favorire una adeguata esposizione
della parete laterale del seno l’incisione è solitamente crestale e la parete
laterale del seno, previa osteotomia ad U, viene fratturata verso l’interno e
sollevata in alto. In questo modo la parete laterale del seno diventa il tetto
del sito ricevente.

La membrana di Schneider va sollevata
quanto basta per l’inserimento dell’innesto, gli eventuali setti di Underwood
rimossi.

Va precisato che nel suo lavoro
originale (1980) Boyne non prevede la conservazione della parete laterale del
seno, e consiglia la controapertura nasale ogni qualvolta si perfori la mucosa
sinusale.

L’innesto opportunamente modellato viene
posizionato all’interno dello spazio prodotto ricercando quanto più possibile
la stabilità primaria.

Il materiale di riempimento può essere
compatto (blocchetti adattati e poi fissati con viti o impianti) o presentarsi
sotto forma di frammenti (es.: chips di spugnosa); nel secondo caso il
procedimento è più semplice e l’integrazione più rapida, ma l’inserimento di
eventuali impianti è possibile solo quando l’altezza residua del mascellare sia
in grado di garantire stabilità primaria (maggiore di 3 mm).

Il materiale utilizzato è generalmente
autologo, corticospongioso di cresta iliaca.

Nei casi in cui non serva molto
materiale si può ricorrere ad un innesto di sinfisi mentoniera, membranoso e
teoricamente superiore (vedi cap. 4 – minor riassorbimento degli innesti
membranosi).

Qualora si scelga di inserire le
fixtures in un secondo tempo bisogna attendere la guarigione dell’innesto, ma
tempi più lunghi di 4-6 mesi possono portare a riassorbimento del materiale
innestato con ripneumatizzazione del seno.

Gli innesti di apposizione
(onlay) possono essere vestibolari oppure verticali, rispettivamente per
risolvere piccoli deficit crestali sul piano trasversale o sul piano verticale.

Gli innesti possono essere fissati con
viti o, nel caso degli onlay verticali, con impianti.

Nel secondo caso (ed è la filosofia di
Branemark e della scuola di Goteborg), dopo aver modellato e posizionato
adeguatamente l’innesto sulla cresta residua, si procede alla preparazione dei
siti implantari per le fixtures che attraverso l’innesto ingaggeranno l’osso
basale residuo.

L’allineamento degli impianti che
ancorano l’innesto all’osso basale deve essere compatibile con l’eventuale
protesi che sarà costruita.

Qualora la quantità di osso basale
residuo non permetta l’ancoraggio degli, l’inserimento degli stessi verrà
procrastinato a sei mesi di distanza; un periodo di guarigione troppo lungo può
causare un maggior riassorbimento dell’osso innestato per carenza di stimoli
funziionali (o per sovraccarico meccanico causato dala protesi provvisoria).

Solitamente non sono necessarie
procedure secondarie come autoinnesti muco-gengivali o innesti di cute, ed è
clinicamente accettabile l’estrusione degli impianti in mucosa mobile non
cheratinizzata (Keller, 1995).

Il limite al quantitativo di materiale
innestabile è dato dalla espansibilità della fibromucosa riposizionata
successivamente.

Gli innesti inlay possono essere
interposti all’interno delle creste a lama di coltello (classe IV) dopo
separazione della corticale palatina da quella vestibolare mediante osteotomi
(osteotomia sagittale”a legno verde”), o nel gap osteotomico che
segue ad un riposizionamento del mascellare dopo LeFort I.

L’osteotomia di LeFort I
combinata ad innesto cortico-spongioso interposizionale fu introdotta da
Obwegeser nel 1969 e riproposta da Bell nel 1977.

Il materiale da interposizionare può
teoricamente essere HA od osso di banca, ma la necessità di inserire,
contemporaneamente o successivamente, impianti in titanio, rende preferibile
l’utilizzo di innesto osseo autologo, incorporabile più velocemente (Keller,
1995).

Secondo la scuola di Branemark, infatti,
l’osteointegrazione degli impianti si realizza più lentamente ed in maniera
meno efficace con i materiali alloplastici, a meno di aggiungere agli stessi
una certa quantità di osso autologo.

La prognosi a lungo termine delle
tecniche chirurgiche preprotesiche necessità infatti, per la maggior parte
delle scuole, di innesti autologhi per garantire osteogenesi e corretta
interazione con gli impianti endossei (osteointegrazione).

La tecnica di LeFort I è indicata per
pazienti parzialmente o totalmente edntuli che presentino difetti orizzontali o
verticali del mascellare superiore, ed in cui la quantità di osso presente non
sia sufficiente per la stabilizzazione di impianti endossei.

Visti i tempi ed i costi di questa
procedura, si applica meno frequentemente delle tecniche prima descritte. I
pazienti candidati ad una LeFort I con innesto interposizionale misto hanno
generalmente un’età minore, un’aspettativa estetica maggiore ed il desiderio di
una protesi fissa.

La tecnica deve garantire un adeguato
supporto vascolare al segmento mobilizzato, la pianificazione e l’esecuzione
devono garantire il mantenimento dello spazio libero e non modificare la
lunghezza dei muscoli masticatori, la stabilizzazione dell’osteotomia
sufficientemente rigida per favorire la guarigione dell’innesto. La tecnica
chirurgica deve essere atraumatica per mantenere la vitalità cellulare nella
sede del taglio, e deve essere verificata l’assenza di patologie del seno
mascellare.

L’innesto deve essere trasferito
direttamente al sito ricevente, e possibilmente confezionato in un blocco
unico. L’eliminazione di spazi vuoti è essenziale per favorire la guarigione;
il perfetto contatto tra sito ricevente ed innesto si ottiene con l’interposizione
di particelle di spongiosa.

Con questa tecnica gli impianti vengono
generalmente posizionati dopo 6 mesi (Keller, 1995).

Posizionamento degli impianti:
timing

Esistono due scuole di pensiero per
quanto riguarda il periodo più opportuno per inserire gli impianti in chirurgia
preprotesica-preimplantare: possiamo parlare di implantologia immediata e di
implantologia dilazionata. In realtà le due diverse filosofie non sono
totalmente contrapposte: nella realtà clinica seguiamo concetti biologici che
di volta in volta possono farci optare per una o per l’altra metodica.

Implantologia immediata

Da un punto di vista puramente meccanico
il posizionamento di impianti osteointegrati è possibile ogni qual volta lo
spessore e l’altezza dell’osso residuo rendano possibile una buona stabilità
primaria.

Questa va, nei limiti del possibile,
ricercata sempre per almeno due ragioni.

Da un punto di vista biologico
gli impianti agiscono stimolando il metabolismo osseo alveolare (e quindi
dell’osso innestato) così come farebbero i denti naturali (Keller, 1995). Ciò
porta sicuramente ad una diminuzionedel processo di riassorbimento, che in
minore o maggiore misura coinvolge ogni tipo di innesto, perché la presenza
degli impianti, per quanto non caricati, trasmette all’osso comunque un certo
grado di carico funzionale (concetto di funzionalizzazione).

Da un punto di vista chirurgico
l’implantologia immediata evita la necessità di un secondo intervento per
posizionare le fixtures.

Farmand (1998), propugnatore di questa
filosofia, ricorre alla modificazione di tecniche già note (osteotomie LeFort I
o settoriali con innesti ossei a sandwich) nel tentativo di ottenere una buona
stabilità primaria e la possibilità di posizionare impianti contemporaneamente.

Implantologia dilazionata

Esistono invece ragioni che giocano
invece a favore dell’inserimento tardivo.

Biologicamente l’osteointegrazione si basa sul fatto che cellule
vitali vengano a contatto diretto con l’impianto (Branemark, 1983); gli innesti
autologhi si comportano inizialmente come tessuti non vitali. Seguendo questo
punto di vista il momento ideale risulta essere tra il 4° ed il 6°mese
dall’innesto, quando il riassorbimento osseo si è completato e la neoformazione
vascolare raggiunge la massima intensità (Brusati, 1997).

Un secondo motivo è di ordine tecnico:
una volta attecchito l’innesto esiste una maggior libertà e precisione di
posizionamento, magari con l’ausilio di guide chirurgiche per l’inserimento.

Un terzo fattore è di natura
economica: l’eventuale perdita dell’innesto non porterebbe anche alla
perdita degli impianti.

Da un punto di vista prognostico gli
impianti inseriti tardivamente offrono risultati più predicibili rispetto a
quelli simultanei (Triplett, 1996). In un recente studio  (Brusati-Carlino,
1998) condotto su 48 pazienti e con l’inserimento di 232 impianti, di cui 21
immediati, gli autori documentano una percentuale di fallimento implantare
limitata al 6, 5% (15 impianti). Dei 15 impianti persi, 5 riguardavano due
pazienti sottoposti a LeFort I con inserimento immediato, 4 due pazienti con
LeFort I ed inserimento tardivo. Gli autori ipotizzano un ruolo protettivo
offerto dalla mucosa integra del seno mascellare, e quindi l’opportunità, ove
possibile, di preservarla. Ritengono, in ogni caso, più prudente (e più
preciso) l’inserimento tardivo degli impianti.

Nostra
esperienza

Ne discuteremo più ampiamente nel cap.
7, ma anticipiamo che nei settori posteriori del mascellare edentulo, nella
necessità di rialzare il pavimento del seno mascellare, utilizziamo due
possibili tecniche.

Quando possibile, negli inlay, cerchiamo
di “impattare” l’innesto all’interno del seno in modo da garantire
all’impianto immediato una discreta stabilità primaria anche in assenza di
adeguata altezza del’osso residuo. Siamo cioè dell’idea che, quando vi siano le
minime condizioni, convenga funzionalizzare subito l’innesto.

Stiamo diventando più severi nel
valutare le condizioni che permettono l’inserimento tardivo; nella stragrande
maggoranza dei casi zeppiamo la cavità sinusale con un blocchetto
corticospongioso opportunamente modellato, con chips di spongiosa o più spesso
con entrambi.

Talvolta addizioniamo al materiale
autologo HA granulare nella proporzione 50% – 50%, allo scopo di aumentare il
volume totale del materiale innestato edi diminuirne i riassorbimento, la qual
cosa è particolarmente importante quando si utilizzano chips di osso autologo.

In tutti questi casi procediamo
all’implantologia dilazionata non prima di 4-6 mesi.

Negli onlay, di cui è più difficile
prevedere il riassorbimento, valutiamo caso per caso.

Conclusioni

Il campo di applicazione degli innesti
ossei del mascellare superiore è in fase di sviluppo e di studio.

Le tecniche chirurgiche di ricostruzione
appena descritte sono ormai ben standardizzate e codificate; ciò che
attualmente stimola i ricercatori è il settore dei materiali da innesto, usati
da soli o in combinazione.

Se un giorno si riuscirà ad eliminare la
necessità di un prelievo osseo, tutte queste procedure potranno essere di
beneficio per un maggior numero di pazienti, e saranno così eliminate le
complicanze post-chirurgiche a livello del sito donatore.

Molti materiali, sintetici o
semisintetici, sono già utilizzati con risultati soddisfacenti; altri
richiedono di essere migliorati.

Nuovi biomateriali sono attualmente allo
studio, e il loro impiego, eventualmente in associazione a fattori di crescita
ossea, potrà permettere in un prossimo futuro la ricostruzione della massa
ossea perduta senza utilizzazione di osso autologo, e con trattamenti meno
costosi e più confortevoli.

Esamineremo nei prossimi tre capitoli le
caratteristiche degli innesti autologhi e le principali alternative
a nostra disposizione.

CAP. 4

INNESTI DI OSSO AUTOLOGO

I tre
meccanismi biologici di riparazione ossea

La rigenerazione ossea può essere
di due tipi: fisiologica e riparativa.

La rigenerazione fisiologica è
quella che accompagna il rimodellamento osseo durante tutta la vita, quella riparativa
è quella che segue all’eventuale danneggiamento dei tessuti ossei.

In questo caso i processi di guarigione
riassumono fedelmente quelli dello sviluppo e della crescita ossea, e si
attuano mediante tre fondamentali meccanismi: osteogenesi, osteoinduzione ed
osteoconduzione.

Per osteogenesi intendiamo la
formazione di nuovo osso da parte delle cellule vitali presenti nell’osso
innestato, prevalentemente osteoblasti.

Questo meccanismo avviene solo con gli
innesti freschi, in particolare autologhi, ed è maggiore negli innesti di
spongiosa, più ricchi di cellule vitali, rispetto a quelli di corticale. È la
sopravvivenza cellulare negli strati più esterni dell’innesto autologo a
renderlo superiore agli altri innesti o impianti (Oklund, 1985), perché accanto
alla creeping substitution  (meccanismo con cui si attua l’osteoconduzione) si
ha osteogenesi  (riassorbimento da parte di osteoclasti e deposizione da parte
di osteoblasti).

L’osteoinduzione è la
trasformazione (differenziazione) di cellule mesenchimali indifferenziate in
cellule condrogeniche od osteogeniche da parte di diversi fattori, i più
conosciuti dei quali dei quali sono le BMP (proteine morfogenetiche).

Per essere definito osteoinduttivo un
materiale deve essere in grado di indurre tale differenziazione anche in zone
dove tale comportamento è inusuale (osteoinduzione eterotopica), come
per esempio il tessuto muscolare, oltre che nelle sedi scheletriche
(osteoinduzione ortotopica).

L’osteoconduzione, o
neoformazione ossea guidata, interessa materiali (spesso inorganici) che
permettono l’apposizione di osso da osso già esistente, e richiedono la
presenza di osso o di cellule mesenchimali già differenziate. Un materiale
osteoconduttivo inserito in tessuti molli non determina formazione di osso.  Da
un punto di vista biologico è fondamentale l’azione di “scaffold” o
stampo svolta da qualunque tipo di innesto o impianto sufficientemente rigido:
il materiale viene progressivamente sostituito da osso neoformato che ne
“segue” a mo’ di traccia l’impalcatura inorganica  (fenomeno della
“creeping substitution”).

La guarigione intorno agli impianti
osteointegrati è stata descritta come un processo osteoconduttivo che segue le
diverse fasi di rimodellamento a livello della interfacie osso-impianto.

Questi tre meccanismi, da un punto di
vista fisiopatologico, si intercorrelerebbero schematicamente in tre fasi nel
seguente modo.

Una prima fase con prevalente meccanismo
osteogenico: le cellule sopravvissute determinano la formazione di tessuto
osteoide, con massima attività nelle prime 4 settimane dall’innesto.

Una seconda fase con prevalente
meccanismo osteoinduttivo, già presente a 2 settimane dall’innesto. L’invasione
connettivo-vascolare dell’ospite porterebbe cellule indifferenziate, bersaglio
per le BMP rilasciate dalla matrice dopo il riassorbimento di questa da parte
degli osteoclasti (seconda settimana fino al sesto mese, con massimo verso la
sesta settimana).

La terza fase si attua con prevalente
mecanismo osteoconduttivo, usando come “scaffold” la matrice
inorganica del’innesto.

L’osso autologo resta tuttora il
materiale di prima scelta nella chirurgia ricostruttiva dei difetti ossei.

Vantaggi. Possiede capacità osteoinduttive ed
osteoconduttive superiori alla stragrande maggioranza dei biomateriali, ed è
l’unico “materiale” con caratteristiche osteogenetiche.

Un altro vantaggio dell’osso autologo è
quello della sua assoluta ed intrinseca biocompatibilità: gli alloinnesti ed i
xenoinnesti presentano antigeni di istocompatibilità diversi da quelli
dell’organismo ricevente, e questo comporta (più sul piano teorico che su
quello pratico, come vedremo) problemi di carattere immunitario.

Svantaggi. Accanto a questi vantaggi gli autoinnesti hanno una
serie di problemi legati all’intervento richiesto per il prelievo (dolore,
emorragie, rischio di infezioni) ed alla limitata quantità di materiale
disponibile.

Cenni storici

Inizialmente nella chirurgia
ricostruttiva del distretto cranio-facciale furono impiegati innesti ossei di
origine femorale o tibiale (West, 1919), costale o di cresta iliaca
(Billington, 1919; Waldron, 1919).

In campo parodontale i primi tentativi
di innesto osseo autologo risalgono a Hegedus, che in un lavoro del 1923
afferma di aver trattato con successo sei casi di malattia parodontale
“grave” con innesto di tibia.

Durante la seconda guerra mondiale
Mowlem (1941, 1944) scoprì che l’utilizzo di spongiosa migliorava il
tasso di guarigione e diminuiva l’ incidenza di infezioni.

Successivamente si è scoperto che gli
innesti di spongiosa si uniscono più rapidamente col letto vascolare ricevente
rispetto a qualunque altro tipo di innesto: ciò garantisce una maggior velocità
dei processi di guarigione ossea (nell’ordine: riassorbimento, rigenerazione e
rimaneggiamento).

Il sito donatore più frequentemente
utilizzato per i prelievi di spongiosa è la cresta iliaca.

L’utilizzo associato di spongiosa e
midollo osseo ebbe un buon seguito negli Stati Uniti dopo che Boyne (1974)
ne descrisse le spiccate qualità osteogenetiche.

La combinazione di spongiosa e
corticale aumenta l’iniziale stabilità meccanica (Abbott, 1947) ma sembra
avere un minor potenziale osteogenico rispetto all’innesto puro di spongiosa
(Zeiss, 1960).

Gli innesti di corticale
garantiscono ottime qualità meccaniche fin dall’inizio ma richiedono tempi
lunghi per la loro rivascolarizzazione. Tendono ad essere utilizzati molto di
più in ortopedia come innesti onlay nelle ossa lunghe e solo in casi
particolari nel nostro distretto.

Dal concetto di osteogenesi a
quello di osteoinduzione. L’importanza dell’attività osteogenetica del
periostio venne messa in risalto già verso la fine del XVIII secolo da Duhamel,
e successivamente da Ollier, secondo il quale l’innesto va incontro a
riassorbimento ma le sue cellule sopravvivono producendo osso.

L’importanza del periostio venne messa
in discussione da McEwen (1878), che lo considerava una semplice membrana priva
di qualunque attività osteoformativa.

Il concetto di osteoconduzione fu
introdotto da Barth (1893), che riteneva univoco il comportamento di qualunque
tipo di innesto: il riassorbimento completo e quindi una semplice funzione di
stampo o di guida necessaria per la neoformazione ossea.

Lexer nel 1911 riconobbe l’importanza
della vascolarizzazione del sito ricevente, Groves (1917) ribadì la necessità
di fissare in modo solidale l’innesto all’osso sottostante per favorirne
l’attecchimento.

Kazanjan nel 1952 mise in evidenza le
tre condizioni necessarie per un buon attecchimento: buona vascolarizzazione
del sito ricevente, assenza di processi infettivi e stretto contatto tra le due
strutture, eventualmente con fissazione rigida.

Il concetto di osteoinduzione è
invece molto più recente (Urist, 1952): fattori di crescita locali, tra i quali
le stesse BMP (proteine morfogenetiche, successivamente identificate e studiate
dall’autore in questione), sembrerebbero promuovere la differenziazione di
cellule mesenchimali totipotenti in cellule della linea osteogenica.

Considerazioni
sul comportamento degli autoinnesti

Abbiamo visto vantaggi e svantaggi degli
autoinnesti: da un lato grandi garanzie di attecchimento, alta vitalità
cellulare (ed elevata osteogenesi) e assenza di possibile trasmissione di
malattie infettive, dall’altro scarsità di materiale prelevabile, problematiche
a livello del sito donatore e allungamento dei tempi operatori.

Considerazioni in base
all’architettura. Gli innesti di spongiosa
(o trabecolari) sono largamente impiegati per le ottime proprietà biologiche
prima accennate; la loro rapida rivascolarizzazione li rende meno suscettibili
ad eventuali complicanze settiche e più facilmente raggiungibili da una
antibioticoterapia sistemica.

Negli innesti di spongiosa le cellule
vengono incluse più rapidamente, specialmente tra superficie dell’innesto e
trabecole ospitanti, ove l’apporto ematico è maggiore. L’osso spugnoso
stabilisce connessioni vascolari col sito ricevente entro pochi giorni, con una
neoformazione vasale pari a 0, 2-0, 4 mm al giorno, ma già nelle prime ore la
sua particolare struttura gli permette una miglior sopravvivenza rispetto agli
innesti di corticale.

Questi formano anastomosi col sito
ricevente a velocità più bassa (0, 1-0, 2 mm/die) e anche inizialmente
l’imbibizione plasmatica necessaria per la sopravvivenza degli osteociti è
scarsa.

Il riassorbimento è assai inferiore
nell’innesto di spongiosa e il rapporto tra proprietà osteogeniche ed
osteoinduttive da un lato ed osteoconduttive dall’altro è maggiore che negli
innesti di corticale.

Come evidenziato da Kazanjan oltre 35
anni fa, per l’attecchimento di ogni innesto è importante il più intimo
contatto tra le superfici donatrice e ricevente. Tale condizione è facilitata
dalla consistenza della spongiosa e della sua facile adattabilità.

La possibilità di formare una pasta
d’osso utilizzando spongiosa e colla di fibrina permette un buon adattamento a
siti riceventi con superfici irregolari. L’importanza della rivascolarizzazione
precoce ai fini dell’attecchimento è conosciuta fin dall’inizio del secolo:
Albee (1930) consigliava di porre le due superfici di spongiosa a contatto,
ribadendo già allora l’importanza di una buona stabilità meccanica dei
frammenti a contatto.

Il fenomeno dell’inosculazione
(anastomosi diretta tra vasi dell’innesto e vasi del sito ricevente) è un
fenomeno accertato negli innesti di cute ma non in quelli ossei.

Un innesto si mantiene vitale quando i
vasi non devono percorrere strade troppo lunghe (Bassett, 1972), per questo
motivo è consigliabile usare innesti di spessore inferiore ai 5 mm. Mantenendo
tale spessore il diametro dell’innesto può anche essere di dieci volte maggiore
senza andare incontro a necrosi. Lo svantaggio principale è la mancanza di
resistenza meccanica, motivo per cui furono ideati gli innesti
cortico-spongiosi.

Gli innesti cortico-spongiosi permettono
di ridisegnare il contorno osseo e di adattare l’innesto all’anatomia del sito
ricevente.

La parte trabecolare viene adagiata
sull’osso ospitante e la parte corticale posizionata alla superficie
dell’innesto.

La parte trabecolare è la principale
responsabile della vitalità cellulare e della osteogenesi, dal momento che è la
più vicina ai vasi in via di formazione

Negli innesti corticali la
velocità di penetrazione vascolare da parte dell’ospite è, come già visto,
molto più lenta, la componente cellulare minore, e quindi anche il potenziale
osteogenico.

Tuttavia la capacità osteoinduttiva,
proporzionale al contenuto di BMP, non è inferiore a quella degli innesti
spongiosi, sarebbe anzi superiore.

La struttura corticale fornisce inoltre
una impalcatura solida, fondamentale nelle fasi tardive della guarigione ossea.

Considerazioni sulla origine
embrionale. Osso encondrale e
membranoso differiscono non solo embriologicamente, ma anche anatomicamente
(diversa struttura tridmensionale) e biologicamente (diversa velocità di
rivascolarizzazione).

Gli effetti della origine embrionale dell’innesto
sono stati motivo di studio e discussione.

Un primo effetto si ha a livello di
riassorbimento. È accertato che dopo un buon risultato iniziale, gli innesti
vanno comunque incontro ad un progressivo riassorbimento, sebbene l’entita sia
variabile.

Anche se i meccanismi che sottendono al
riassorbimento dell’osso non siano ancora compresi del tutto, alcuni fattori
correlati ai siti donatore e ricevente sono stati attentamente studiati.

Già nel 1952 Peer osservò che nell’uomo
l’osso autologo fresco prelevato da una sede membranosa, come il naso, e posto
nei tessuti molli, mantiene la forma ed il volume originali per parecchi anni.

Quando osso costale, iliaco o tibiale
veniva trattato nello stesso modo, andava incontro a riassorbimento in 8-10
mesi. Peer pensò che una spiegazione poteva essere la differenza tra osso
membranoso ed osso encondrale, e che se l’osso membranoso era resistente al
riassorbimento poteva essere l’ideale per innesti facciali, dove sono richieste
piccole quantità. La calvaria può essere un sito donatore possibile.

Nel 1974 Smith e Abramson pubblicarono
un eloquente lavoro. Utilizzando innesti di calvaria o di cresta
(corticospongiosa), rispettivamente di origine membranosa ed encondrale, li
posero in una sede scheletrica esente da stress meccanici, il dorso del naso, o
nei tessuti molli. L’innesto di calvaria mantenne la forma, il volume ed il
contenuto in Ca originali in entrambi i siti riceventi. L’innesto
corticospongioso ilaco aveva perso il 75% del volume dopo un anno. La sede
donatrice appare una variabile importante. Per quale motivo i due tipi di osso
si comportano così diversamente? Lo stress è un fattore importante nel
modellare e mantenere la normale struttura ossea. Le trabecole dell’osso iliaco
sono disposte in una direzione corrispondente alle linee di stress alle quali
l’osso iliaco è sottoposto.

Quando una porzione di osso iliaco è
trasferita come innesto onlay o nei tessuti molli, perde questi fattori e va
incontro a progressivo riassorbimento. Le trabecole della spongiosa si
riassorbono e fanno collassare la corticale. L’osso di calvaria in partenza non
è soggetto a questo stress meccanico, e così questo fattore non è così necessario
al mantenimento della sua struttura. Oltre all’aspetto meccanico esiste un
aspetto strutturale: le corticali iliache sono separate da abbondante
spongiosa. Il riassorbimento dell’osso iliaco si può spiegare sulla base di una
facile e precoce invasione vascolare all’interno della spongiosa. L’innesto
iliaco verrebbe riassorbito troppo velocemente rispettoallaneoformazione di
osso.

L’innesto di calvaria, con una
sottilissima diploe, verrebbe penetrata più lentamente dalla componente
vascolare, ed i processi di riassorbimento e formazione di nuovo osso
procederebbero di pari passo.

Altre ricerche (Knize, 1974- Zins e
Whitaker, 1983- Donati, 1988) dimostrerebbero invece che il minor
riassorbimento degli innesti membranosi sia legato proprio ad una loro precoce
rivascolarizzazione.

Lo stesso lavoro di Lin (1989) citato
nel paragrafo precedente considera gli effetti dell’origine embriologica
dell’osso sul riassorbimento in due siti: dorso nasale e femore. In entrambi i
casi il comportamento dell’osso membranoso si è dimostrato superiore a quello
dell’osso encondrale, e questo non solo su un sito ricevente di origine
membranosa, quale il naso, ma anche su un sito di origine encondrale quale il
femore. Lin afferma che solo utilizzando la fissazione rigida la differenza di
comportamento diminuisce.

Oltre il riassorbimento le altre
differenze riguardano il potenziale osteoinduttivo (più BMP nei prelievi
membranosi) ed osteogenico (più cellule vitali nei membranosi)  (Misch e
Dietsch, 1995)

Sedi intraorali di prelievo di osso
membranoso: sinfisi mentoniera,
tuberosità mascellare, ramo mandibolare.

Sedi extraorali di prelievo di osso
membranoso: teca cranica (calvaria)

Sedi di prelievo di osso encondrale: cresta iliaca, tibia, costole.

Nella pratica clinica la scelta
del sito donatore scaturisce soprattutto da altre considerazioni.

La prima è che le cellule dell’innesto
che sopravvivono contribuiscono significativamente all’osteogenesi, e gli
autoinnesti di spongiosa prelevati dalla cresta iliaca sono quelli che, per
l’alto numero di cellule vitali, meglio soddisfano questa esigenza.

Una seconda considerazione riguarda
sicuramente la comodità di accesso al sito donatore: in questa ottica un
prelievo di calvaria è meno agevole di un prelievo di cresta o di un prelievo
costale.

Una terza considerazione deriva dal
fatto che da sede a sede varia non solo la quantità ma anche la qualità di osso
prelevabile (compatto o spongioso, membranoso o encondrale), e questo
indipendentemente dalla comodità di accesso.

Innesti onlay, inlay e
riassorbimento. Gli autoinnesti
di tipo onlay sono per definizione quelli siti al di sopra del difetto
scheletrico o del segmento atrofico (Reck, 1985), sono largamente impiegati
nella ricostruzione dei mascellari ma, molto di più che per innesti posizionati
con altre tecniche (es.: inlay), sono suscettibile di un riassorbimento
notevole e non prevedibile per quantità.

Due fattori importanti ai fini di una
limitazione del riassorbimento degli onlay sembrerebbero il tipo d’osso
impiegato (miglior comportamento degli innesti di origine membranosa) e il

grado di immobilizzazione (meglio la fissazione rigida). Una terza variabile è
l’età del paziente: nei soggetti in crescita il riassorbimento è più veloce e
più marcato.

Gli innesti inlay vengono proposti dai
diversi autori (primo tra tutti Farmand) anche con lo scopo di ridurre il
riassorbimento.

Fissazione rigida e riassorbimento. Come già ribadito da Kazanjian, l’immobilizzazione
del frammento è essenziale per ridurre il riassorbimento. L’importanza della
fissazione rigida è quotidianamente confermato sia in letteratura che in
pratica clinica.

Una valutazione quantitativa in vivo
viene fornita da un lavoro di Lin (1989) su conigli. Gli effetti della
fissazione rigida sulla perdita di osso nel tempo sono stati analizzati
comparando il volume residuo dell’innesto a 5 e a 14 settimane. Gli innesti non
fissati hanno perso il 4, 8% del loro volume per settimana nelle prime 5
settimane, per scendere al 2, 6% nelle successive 9 settimane. Gli innesti
fissati rigidamente (viti da 2 per 6 mm) hanno perso solo il 3, 2% nelle prime
5 settimane, ed il 2, 4% successivamente. Questo confermerebbe i vantaggi della
fissazione rigida soprattutto nelle prime fasi della guarigione ossea. Inoltre
il suo effetto è più marcato nelle zone sottoposte a movimento ed a carico
meccanico (femore) rispetto ad aree meno critiche da questo punto di vista
(dorso del naso).

Innesti
omologhi ed eterologhi freschi

Quando un difetto scheletrico sia di
tale entità da non poter essere ricostruito con un autoinnesto, o per qualunque
altra ragione non si possa procedere ad un prelievo di osso autologo nè vi
siano le indicazioni per un lembo microvascolare, come nelle estese demolizioni
da exeresi tumorale, si ricorre a sostituti ossei.

Appartiene ormai alla storia l’utilizzo
di  xenoinnesti o alloinnesti freschi.

Questi due possiedono indubbie capacità
di osteoinduzione, osteogenesi e osteoconduzione, per quanto inferiore a quello
degli autoinnesti (Mellonig, 1981; Oklund, 1986), tuttavia la concreta
possibilità di trasmettere contaminanti infettivi è da tenere presente (Buck,
1989).

Inoltre i determinanti antigenici della
popolazione cellulare di un alloinnesto fresco scatenano una reazione
immunitaria da parte dell’organismo ricevente.

Le proprietà antigeniche della matrice
sia organica che inorganica sembrerebbero meno importanti a questo fine.

Meccanismo di riparazione e
reazione immunitaria. Gli studi
di Enneking (1962) dimostrano come inizialmente cellule dell’alloinnesto
sopravvivano e si formino anastomosi vascolari. Completata la
rivascolarizzazione, intorno all’ottava-decima giornata, la reazione
immunitaria distrugge completamente l’innesto. Quando la reazione di rigetto
avviene lentamente l’alloinnesto viene sequestrato e circondato da una capsula
fibrosa (Burwell, Friedlander e Mankin, 1985).

Esisono trattamenti in grado di ridurre
il potere antigenico di un alloinnesto (vedi capitolo quinto) e per questo
motivo la pratica clinica ha completamente abbandonato l’utilizzo degli
alloinnesti freschi.

Per quanto riguarda gli innesti
eterologhi freschi, valgono le considerazioni già fatte per gli omologhi, con
l’aggravante che al potere antigenico della componente cellulare si associa
quella della matrice.

Particolari trattamenti possono diminuire
la risposta antigenica (Lane, 1987) ma riducono le capacità osteoinduttive
legate alle proteine morfogenetiche e ad altri fattori locali.

CAP. 5

SOSTITUTI OSSEI
SEMISINTETICI

Sostituti
ossei semisintetici

Cosa intendiamo per biomateriale. Secondo il National Institute of Health col termine biomateriale
indichiamo qualunque sostanza, o combinazione di sostanze, sintetiche o
naturali, utilizzabili per modificare, aumentare o sostituire tessuti od organi
del corpo umano.

La definizione della Società Europea dei
Biomateriali del 1986 è simile: ogni materiale non vivente utilizzato in campo
medico e concepito per funzionare con i sistemi biologici è un biomateriale.

Una definizione più moderna è scaturita
dalla conferenza “Definitions in Biomaterials”di Chester (1991), con
la quale biomateriali sono chiamati i materiali destinati ad essere messi in
contatto con i tessuti viventi e/o i fluidi biologici per mantenere o
modificare le forme o per rimpiazzare ogni tessuto, organo o funzione del
corpo.

In tutte queste definizioni rientrano
quindi i sostituti ossei semisintetici, i metalli, i polimeri e le ceramiche.

Ad un buon biomateriale si richiedono
due caratteristiche: biocompatibilità (alla quale si lega il concetto di
biodegradabilità) e bioattività, cioè la capacità di interagire
positivamente con i tessuti riceventi.

Cosa intendiamo per sostituti
ossei semisintetici. Per impianti
semisintetici intendiamo tutte le preparazioni a base di tessuto osseo non
vitale allogenico o xenogenico, sottoposto a trattamenti di diverso genere
(demineralizzazione, deproteinizzazione, liofilizzazione, congelazione, etc. )
e conservate in strutture chiamate “banche dell’osso”.

In queste strutture, la cui concezione è
vecchia di almeno un secolo e che sono diffuse da oltre 25 anni (1973,
“University Tissue Bank” di Miami), vengono preparati ed
immagazzinati diversi impianti ossei semisintetici. Attualmente esistono ditte
che commercializzano derivati dell’osso confezionati in modo sterile, facilmente
stoccabili in sala operatoria e pronti per l’utilizzo.

Seguendo la classificazione di McCarthy
(1990), i sostituti ossei semisintetici sono da considerarsi impianti e non
innesti poiché, pur derivando da tessuti biologici, non trasferiscono,
contrariamente agli auto-, allo- e xenoinnesti prima descritti, cellule ossee
vitali.

Per questa ragione non promuovono il
meccanismo dell’osteogenesi, ma si integrano attraverso uno degli altri due
meccanismi di guarigione ossea: l’osteoinduzione o l’osteoconduzione.

La rivascolarizzazione avviene non più, come per gli
innesti, attraverso anastomosi tra i due sistemi vascolari, ma mediante
invasione da parte delle strutture vascolari del sito ricevente durante la fase
di riassorbimento.

Per quale motivo si studiano ed
utilizzano questi materiali? L’osso
autologo rimane il materiale di scelta nella chirurgia ricostruttiva
maxillo-facciale: contiene tutte le componenti organiche ed inorganiche
dell’osso, insieme a parte delle componenti cellulari. Per questi motivi è l’unico
materiale in grado di promuovere tutti e tre i meccanismi della guarigione
ossea, cioè osteogenesi, osteoinduzione ed osteoconduzione.

Presenta alcuni limiti che, pur
indipendenti dalla notevole qualità intrinseca del materiale, ne possono
condizionare l’uso.

Innanzitutto la quantità di tessuto
osseo prelevabile è limitata.

In secondo luogo è necessario una
chirurgia aggiuntiva che, seppur contemporanea alla prima, può essere più
indaginosa di questa, e a rischio di complicanze di vario genere (infezioni,
emorragie, dolore postoperatorio, disturbi neurosensoriali, etc.), senza
contare l’allungamento dei tempi operatori.

Dagli albori della chirurgia ossea
ricostruttiva si sono cercati materiali alternativi in grado di emulare la
qualità biologica dell’osso autologo eliminandone i limiti legati al prelievo.

Attualmente negli Stati Uniti vengono
applicati ogni anno 250. 000 impianti ossei semisintetici (!), secondo i dati
forniti dal Bone Graft Study Group del MGH (Massachussets General Hospital).
Probabilmente in questa cifra gli autori vi fanno rientrare anche le altre
categorie di biomateriali.

Nell’Unità di Oncologia Ortopedica di
questa struttura circa 1000 pz., dal 1971 ad oggi, hanno ricevuto un impianto
osseo allogenico, ma dopo quasi 30 anni la percentuale di pz. privi di
complicanze è appena del 50%, mentre in un quarto dei casi si ricorre in un
secondo tempo ad autoinnesti a causa di infezioni, cattivo consolidamento del
callo o fratture dell’impianto. Questi risultati indicano che con questi
biomateriali i problemi esistono, e che solo migliorandone le caratteristiche
essi potranno iniziare ad essere una valida alternativa agli innesti di osso
autologo.

Gran parte dei problemi legati a questi
impianti deriva dal fenomeno del rigetto; già nel 1963 Brooks esaminò il
tipo di risposta ai vari tipi di impianto (congelato, irradiato, congelato ed
irradiato, congelato, irradiato e liofilizzato, deproteinizzato e
demineralizzato) dimostrando come le tecniche di congelamento e di liofilizzazione
fossero le più efficaci in questo senso.

Il secondo problema è legato al rischio
di trasmissione di malattie infettive.

Incorporazione di un sostituto
osseo semisintetico

Il Bone Allograft Study Group del
Massachussets General Hospital ha studiato da un punto di vista istologico
l’incorporazione di questo materiale; i risultati possono essere estesi a molti
dei sostituti ossei prima descritti.

La guarigione di qualunque alloinnesto
osseo (meglio sarebbe parlare di alloimpianto) all’interno dell’osso ricevente
(incorporazione) richiede un’interazione tra i due costituenti.

Nel caso di un sostituto
demineralizzato, o parzialmente demineralizzato come quello utilizzato dagli
autori, accanto ai vari fattori osteoinduttivi e proteine non-collagene
presenti nella matrice vi è una struttura minerale osteoconduttiva che sostiene
e pilota la neoformazione ossea; analogamente il letto ricevente fornisce una
risposta infiammatoria che esita in uno stroma fibro-vascolare. Questo da un
lato rivascolarizza l’alloimpianto, dall’altro recluta e trasforma le cellule
mesenchimali in cellule condrogeniche ed osteogeniche.

La sequenza degli eventi istologici
durante l’incorporazione di un segmento osseo semisintetico non vascolarizzato
è stato ampiamente descritto in letteratura.

Un ematoma fornisce inizialmente alcuni
fattori di crescita (platelet derived growth factors, citochine, etc. ); la
risposta infiammatoria porta in pochi giorni alla formazione di uno stroma
fibro-vascolare che circondando l’impianto lo mette a contatto con precursori
osteogenici.

L’invasione di bottoni vascolari nella
corticale è favorita dalla presenza di canali haversiani, che vengono
ingranditi dagli osteoclasti. L’attività osteoclastica, responsabile del
riassorbimento osseo, inizia a livello della superficie deperiostizzata e della
zona di contatto tra i due materiali.

Col riassorbimento dell’alloimpianto
iniziano la rivascolarizzazione e la neoformazione di osso. Contemporaneamente
inizia un lento rimodellamento dell’impianto in risposta ai carichi
biomeccanici. Da un punto di vista clinico, almeno in campo ortopedico, un
impianto può definirsi ben incorporato quando vi sia una perfetta unione nella
interfaccia osso-impianto, e quando l’insieme di queste due strutture tolleri
carichi fisiologici senza fratture o dolore.

Istologicamente l’incorporazione ha
successo quando l’impianto è stato completamente riassorbito dal nuovo osso.

L’incorporazione di un sostituto
osseo può pertanto essere definita come la sostituzione dell’impianto non
vitale da nuovo osso autologo vitale, senza che si abbia una perdita delle
qualità meccaniche.

Dati sperimentali suggeriscono che la
risposta infiammatoria delle prime settimane sia il risultato della guarigione
della ferita e la risposta non specifica da corpo estraneo.

Mentre negli innesti autologhi questi
processi portano all’angiogenesi ed alla osteogenesi culminando nella
rivascolarizzazione e nella formazione di nuovo osso, negli impianti
semisintetici la risposta infiammatoria persiste e porta al continuo
riassorbimento.

Data la quantità di antigeni presenti
negli impianti di cospicue dimensioni, il lento riassorbimento di questi porta
ad un continuo rilascio di antigeni per periodi prolungati e ad una possibile
cronicizzazione della risposta immunitaria. Questa può col tempo interferire
negativamente con i processi di osteoinduzione e di rivascolarizzazione.

Rischio legato alla risposta
immunitaria

È ormai assodato che molte complicanze
legate all’impiego di questi materiali sono la conseguenza di fenomeni
immunitari.

Gli antigeni dell’impianto stimolano una
risposta immunitaria specifica che porta all’attivazione delle cellule
immunocompetenti dell’organismo ricevente nel giro di un mese dall’intervento.
Queste cellule secernono citochine, come l’interleuchina-1, e altri fattori di
necrosi tumorale in grado di attivare l’attività osteolastica e quindi
accelerare il riassorbimento osseo.

Un equilibrio tra i processi di
riassorbimento e sostituzione ossea è necessario affinché il primo non prevalga,
con precoce perdita delle caratteristiche meccaniche.

Esisterebbero legami tra entità e durata
della risposta immunitaria e velocità di riassorbimento dell’impianto.

Tuttavia, contrariamente a quanto
osserviamo nei trapianti di parenchimi, dove esistono markers in grado di
quantificare l’eventuale rigetto, è difficile prevedere e valutare l’entità di
risposta immunitaria ad un impianto osseo.

La biopsia potrebbe essere la soluzione;
in realtà l’infiltrato cellulare non è uniformemente distribuito, senza
calcolare l’indaginosità del prelievo.

Per questo motivo assumiamo come indici
di rigetto l’eccessivo riassorbimento dell’osso, la perdita delle qualità
meccaniche e l’assenza di incorporazione nell’osso circostante.

Sperimentalmente l’istologia ha
dimostrato che il volume di tessuto connettivo fibroso presente all’interno
degli spazi trabecolari è direttamente proporzionale all’antigenicità
dell’impianto osseo, la percentuale di superficie ossea sottoposta a rimodellamento
inversamente proporzionale.

Nell’uomo i sostituti congelati e
congelati-liofilizzati evocano una risposta immunitaria, ma apparentemente
senza peggiorare più di tanto l’incorporazione.

Esistono studi (riportati sempre dal
Bone Allograft Study Group) che dimostrano l’assenza di una chiara correlazione
tra il grado di istocompatibilità donatore-ricevente e complicanze cliniche,
mentre sarebbe dimostrato un ritardo nell’incorporazione.

Concludendo: è importante notare che la
genesi delle complicanze di questa chirurgia è multifattoriale, ed è difficile
separare il ruolo dei fenomeni immunitari da altri fattori, quali il preciso
adattamento dell’impianto, la sua fissazione, la vascolarizzazione del sito
ricevente, fattori sistemici, ormonali o farmacologici (es.: chemioterapia e radioterapia).

Rischio infettivo

Angermann (1991) ha pubblicato una ampia
revisione in cui stima il rischio infettivo conseguente ad impianti di osso
semisintetico dal 5 al 40 %, secondo la tecnica utilizzata per il prelievo e
per la preparazione. Il tasso potrebbe essere portato al 6-9%, secondo
l’autore, in condizioni ottimali.

Il virus della epatite B può
sopravvivere alle tecniche di liofilizzazione ed a quelle di congelamento; il
rischio stimato in questi tipi di impianto è del 4%.

Il virus HIV può essere trasmesso
con un trapianto osseo; il Center for Disease Control statunitense stima il
rischio dello 0-6% negli alloimpianti ossei prelevati da cadavere in assenza di
alcuno screening.

Quando lo screening è effettuato
preventivamente sul solo soggetto donatore il rischio si abbassa al 9 per 100.
000, quando lo stesso materiale da impiantare è sottoposto a test, si passa al
6 per 1. 000. 000.

Per quanto riguarda l’encefalopatia
spongiforme, va sottolineata la similitudine tra quella bovina e quella
umana (malattia di Creutzfeldt-Jacob).

È una malattia neurodegenerativa rara,
con un periodo di incubazione che può arrivare a 30 anni ed una fase di stato
di 1 o 2 anni, caratterizzata da progressiva perdita delle facoltà mentali e
decorso fatale.

Attualmente non vi sono terapie.
L’agente infettante è un prione, la cui natura rimane misteriosa: non risponde
ad alcun criterio comune agli altri microrganismi, e non è stato evidenziato
alcun acido nucleico negli estratti purificati del materiale infettante.

È stata sperimentalmente dimostrata la
possibilità di trasmissione da una specie animale all’altra (inoculazione di
tessuto nervoso di paziente malato nel cervello di animali da esperimento);
alcuni tessuti sono a rischio più elevato di altri (tessuto nervoso, placenta).

La malattia di Creutzfeldt-Jacob è rara
(1-1. 000. 000) e quindi con i prodotti di origine umana il rischio è molto
basso ma esiste. Va tenuto presente per gran parte dei tessuti di origine
bovina.

Tutti i materiali proteici, possibili
veicoli di infezioni, possono essere impiegati solo sperimentalmente.

Sostituti
semisintetici di origine umana

I sostituti ossei omologhi sono tessuti
di origine umana in cui donatore e ricevente sono individui diversi.

Sono prodotti pronti per l’impiego e
disponibili in quantità, generalmente provenienti da banche dell’osso.

Sono prelevati da cadavere fresco (12-24
ore secondo i diversi protocolli e le diverse legislazioni); i donatori sono
sottoposti ad attento screening sia per malattie infettive che per malattie in
grado di peggiorare la qualità del tessuto osseo: neoplasie, malattie
degenerative, malattie sistmiche, etc. ); tali test vengono (o dovrebbero
essere) effettuati anche sul materiale stesso.

I prodotti sono prodotti in forme
diverse (blocchi, granuli, polvere, etc: ) per rispondere alle diverse esigenze
di utilizzo.

Il rischio infettivo e quello
immunologico hanno fatto nascere diverse tecniche di trattamento, conservazione
e sterilizzazione.

Le due tecniche principali sono la
liofilizzazione ed il congelamento, a cui si aggiumgono diversi metodi di
sterilizzazione (autoclavaggio, irradiazione gamma, soluzioni antisettiche).

A tali trattamenti se ne aggiungono
altri allo scopo di conservare od eliminare il contenuto minerale: nel primo caso saranno le qualità di osteoconduzione
a conferire un ruolo terapeutico all’innesto, ed i rischi immunitari ridotti
grazie alla distruzione delle proteine (osso deproteinizzato). Nel
secondo caso (osso demineralizzato) il trattamento con acidi elimina la
fase minerale rispettando però, almeno parzialmente, le proteine collagene e
soprattutto i fattori locali di crescita. Addirittura la demineralizzazione
smaschera le BMP ed altri fattori prima “bloccati” nella fase
minerale e ne amplifica l’azione.

In generale possiamo dire che più
aumenta la componente minerale, più tarda ad integrarsi e rivascolarizzarsi
l’impianto, ma più questo diventa stabile meccanicamente.

Ogni banca ha proprie tecniche di
prelievo, stoccaggio, preparazione, controllo e sterilizzazione.

Per i diversi tipi di preparati
rimandiamo ai paragrafi successivi.

Sostituti semisintetici di
origine animale

Gli xenoinnesti (o innesti eterologhi)
ossei sono solitamente bovini, qualche volta suini od equini, provenienti da
animali sottoposti a rigoroso controllo veterinario (principalmente per
scongiurare problemi di tipo infettivo, come l’encefalopatia spongiforme dei
bovini).

La provenienza da una specie diversa
aumenta anche i problemi immunitari, e per prevenire questo rischio molti
procedimenti includono la distruzione sistematica delle proteine. Per quanto
riguarda le diverse metodiche di preparazione,  verranno descritte nei
paragrafi successivi.

Le diverse
metodiche di preparazione dei sostituti di origine umana e animale

Osso crioconservato

L’osso crioconservato può essere
autologo, omologo od eterologo.

L’osso autologo può essere
utilizzato non solo fresco, ma anche congelato. Per la conservazione fino a 2
settimane va mantenuto in terreno essenziale minimo (Mem) a 4°C, aggiungendo
glicerolo dura anche 6 mesi (Schallhorn, 1976). Secondo alcuni autori,
l’innesto osseo autologo così trattato andrebbe incontro a minor riassorbimento
rispetto a quello fresco (Hiatt, 1978).

Generalmente però l’osso impiegato è
omologo, solitamente iliaco.

Negli anni ’70 le ricerche nel
campo dei diversi tipi di sostituti biologici erano rivolti soprattutto ad
eliminare o diminuire il problema del rigetto. Le tecniche di trattamento e di
conservazione utilizzanti temperature bassissime (-70 C°), oltre a provocare la
morte della componente cellulare, evidenziarono una diminuzione, ma non
l’eliminazione, della risposta antigenica rispetto all’utilizzo di un
alloinnesto fresco.

Attualmente il prelievo osseo viene
fatto dopo la morte cerebrale del paziente, il materiale mantenuto in terreno
minimo essenziale con l’aggiunta di glicerolo al 15% e poi congelato. I
pazienti vengono classificati in base al sistema HLA.

Tuttavia, oltre al problema del rigetto,
l’osso congelato presenta minor potenziale osteorigenerativo rispetto all’osso
autologo fresco (riduzione marcata dell’attività della fosfatasi alcalina).

Ma è soprattutto la possibilità di
trasmissione di malattie infettive o neoplastiche, nonostante l’accurata
selezione dei donatori, a rendere problematico l’utilizzo di osso congelato.

Può essere irradiato per diminuire il
problema, ma in tal caso viene ulteriormente intaccata la capacità
osteorigenerativa.

Recentemente (Donati, 1993) sono stati
riproposti sia il problema della persistente antigenicità e conseguente
formazione di anticorpi citotossici, sia quello relativo alla ritardata
rivascolarizzazione ed integrazione di tali impianti. Thoren (1995) afferma che
l’estrazione dei lipidi mediante cloroformio ed etanolo nell’osso congelato
porta ad una ulteriore diminuzione dell’antigenicità (studio sperimentale su
conigli)

Tra gli innesti eterologhi
congelati ricordiamo un materiale usato a metà degli anni ’60, il Boplant,
a base di osso bovino essiccato e congelato (Scoop, 1966).

Meccanismo di guarigione ossea: prevalentemente
osteoconduttivo.

Considerazioni: anche
bassissime temperature (-80 C°) non garantiscono la completa distruzione del
DNA. Questo può portare a reazioni allergiche.

Impieghi: Utilizzato in campo ortopedico per le sue caratteristiche
di stabilità meccanica ed osteoconduttvità, viene preparato in varie forme e
dimensioni per far fronte alle varie richieste di applicazioni chirurgiche.

Osso liofilizzato

Sempre allo scopo di ridurre il problema
dell’antigenicità e del rigetto verso la metà degli anni ’60 (Heiple,
1963; Spence, 1969) fu proposta ed impiegata la liofilizzazione degli
alloinnesti.

L’osso liofilizzato e congelato (freeze-dried
bone allograft) è omologo e viene trattato seguendo un protocollo
proposto nel 1984 dall’American Association of Tissue Banks. Dopo il prelievo e
i test batteriologici l’osso viene essiccato e congelato in N2 liquido fino a
perdita del 95% del contenuto di H2O. In questo modo viene ridotta notevolmente
la sua antigenicità, conservando la matrice inorganica.

È reperibile in banche dell’osso e
disponibile in confezioni sterili, stoccabili a temperatura ambiente anche per
lungo tempo.

Il materiale è prodotto spesso sotto
forma di particelle di 300-500 nm e viene generalmente utilizzato in associazione
ad osso autologo fresco (Sanders, 1983).

Meccanismo di riparazione ossea: osteoconduttivo.

Osso
di Kiel

Questo tipo di sostituto osseo
semisintetico eterologo parzialmente deproteinizzato fu sviluppato
da Maatz (1959) e Bauermeister (1958) a partire da ossa bovine e suine
deantigenicizzate con trattamenti a base di perossido di idrogeno al 20% e
tripsina: tale tecnica eliminava completamente la porzione cellulare e parte di
quella organica della matrice ossea (quantità di collagene residuo dopo il
trattamento: 36%).

L’obiettivo dei due autori era di
denaturare il collagene di tipo I, nella speranza che fosse questo il maggior
responsabile della risposta immunitaria.

Questo materiale ha principalmente
capacità osteoconduttive, ed è stato largamente utilizzato negli anni 50
dai due studiosi citati nella Surgical University Clinic di Kiel.

Attualmente la sua utilità clinica è
controversa, l’osso è durissimo e difficile da modellare; alcuni autori ne
hanno riproposto l’utilizzo in associazione alla colla di fibrina o,
recentemente, a midollo osseo fresco autologo allo scopo di aumentarne le
capacità osteorigenerative. Viene commercializzato dalla Braun.

Osso
irradiato

L’osso irradiato con cobalto allo scopo
di ridurne le capacità antigeniche perde buona parte delle capacità
osteorigenerative e non viene più utilizzato. Gli studi a lungo termine
rilevarono come dopo 20 mesi il 95% dell’impianto non andasse incontro a riassorbimento,
e fossero assenti segni di creeping substitution (Bassett, Hurley e
Stinchfield, 1962).

La Rocky Mountain Tissue Bank
produce osso spugnoso irradiato (raggi gamma di 2-2, 5 Mrad per lungo tempo)
con una certa capacità osteoinduttiva. Chanavaz (1995) lo ha impiegato in
rialzi di seno a confronto con altri biomateriali, sotto forma di particelle di
spongiosa, con risultati sovrapponibili a quelli ottenuti con osso autologo e
superiori all’osso demineralizzato.

Osso deantigenicizzato

L’osso deantigenicizzato
(Antigen-extracted, autolyzed, allogeneic bone-AAA bone) fu studiato da
Urist (1980) allo scopo di eliminare l’antigenicità preservando però le BMP, e
può essere parzialmente o totalmente demineralizzato. Cutting e McCarthy per
primi ne evidenziarono i limiti, insiti nella mancanza di un supporto
osteoconduttivo che permettesse a questo biomateriale di estrinsecare le
proprie doti osteonduttive. Iwata (1981) ipotizzò un meccanismo simile: il
rapido riassorbimento impedirebbe alle BMP di esercitare efficacemente la loro
azione.

Osso deproteinizzato (osso minerale)

Rispetto all’osso di Kiel questo
sostituto perde totalmente ogni componente organica e con essa ogni resistenza
alla torsione, ma conservando le qualità meccaniche legate alla componente
inorganica (93%HA, 7%TCP). Dopo tentativi infruttuosi (Orell, 1934) con
trattamenti termici che alteravano l’architetture cristallina dell’osso, si
deve ad un ortopedico dell’Università di Amburgo, Mittelmeier (1984),
l’ottenimento di questo biomateriale in cui l’eccellente resistenza ai carichi
meccanici si coniuga a buone capacità osteoconduttive ed assenza di
antigenicità. Possiede un’alta porosità, superiore a quella delle ceramiche
sintetiche riassorbibili; tale qualità lo rende rapidamente integrabile col
sito ricevente e gli conferisce eccellenti doti osteoconduttive.

Il Surgibone prodotto dalla
Unilab è un osso bovino sottoposto a parziale deproteinizzazione (secondo
normativa F. D. A. ) e composto principalmente da HA. Sono disponibili cilindri
e blocchetti di spongiosa, di varie forme e dimensioni, e con la capacità di
resistere o non resistere a carichi immediati. Per il riempimento di cavità
esistono chips e polvere di spongiosa, così come molto utilizzate da ortopedici
e neurochirurghi sono le placche di corticospongiosa  (Fino a 20x50x5 mm) e le
stecche di corticale (fino a 100 mm di lunghezza). Non provoca reazioni
immunitarie, è poroso e possiede quindi buone caratteristiche osteoconduttrici;
viene in gran parte riassorbito.

Caratteristiche simili ha il Pyrost,
totalmente deproteinizzato, con elevate capacità osteoconduttive (altamente
poroso). Mittelmeier ha pubblicato la sua esperienza di 13 anni di uso di
questo materiale (1998), concludendo che tale sostituto è eccellente in piccoli
difetti ossei, mentre va aggiunto a midollo osseo in difetti più grandi per
unire alla sua osteoconduttività anche capacità osteoinduttive. Sconsigliabile
l’uso in siti riceventi con infezioni. Tsuang (1997) ha testato in vitro su
osteoblasti l’eccellente citocompatibilità del Pyrost.

Altri materiali deproteinizzati bovini (Bio-Oss,
Lubboc, Laddec) sono sempre ottenuti eliminando la componente proteica, le
cellule ed il midollo osseo; rimane una matrice minerale purificata con una
residua parte di collagene di tipo I. Questo collagene viene volutamente
preservato perché studi attuali ne confermerebbero il ruolo importante nei
processi di riparazione ossea, sia per la composizione chimica che per la
disposizione spaziale.

Il Bio-oss, prodotto dalla
svizzera Geistlich, è stato sottoposto a test in vivo con successo (Lang, 1996;
Lindhe, 1997). È uno di quei biomateriali in cui le caratteristiche
osteoconduttive sono esaltate dal fatto che il riassorbimento è
sufficientemente lento da permettere una buona neoformazione di osso.
Nell’ultimo capitolo, relativo alla nostra esperienza, confermiamo i buoni
risultati clinici ottenuti con questo sostituto, con un buon grado di
maturazione ossea ma anche con evidenti residui a distanza di tempo.

Hurzeler, Università di Friburgo, ha
pubblicato nel 1997 interessanti studi istologici effettuati su rialzi di seno
ed implantologia immediata o tardiva su scimmie. In primo luogo la
mineralizzazione diretta osso-impianto è maggiore negli impianti posizionati
tardivamente, in secondo luogo è maggiore nelle zone di osso nativo residuo che
in quelle aumentate col Bio-oss.

Liebendorfer (1997) ha pubblicato uno
studio clinico su 23 pz. impiantati con Endobon, osso minerale bovino:
l’istologia è buona e così pure la clinica, a patto di non sottoporre tale
materiale a stress meccanici che la struttura friabile e fragile del materiale
non sarebbe in grado di sopportare, ed a patto di aggiungere midollo osseo
autologo per aumentarne le qualità osteoformative.

Esiste in commercio un preparato osseo
deproteinizzato di origine umana denominato Tutoplast e prodotto dalla
Pfrimmer. Trattasi di spongiosa prelevata dalla testa del femore di donatori
selezionati. È chiaro che in questi casi lo screening è della massima
importanza, e riguarda sia l’assoluta assenza di malattie virali trasmissibili
che l’età, fissata ad un limite massimo di 50 anni per l’uomo e di 40 per la
donna. Il processo di lavorazione elimina completamente ogni componente
proteica ed antigenica lasciando intatta la sostanza inorganica minerale e la
sola componente collagene di quella organica. Viene conservato deidratato e
deve quindi essere reidratato in fisiologica per almeno 30 minuti prima
dell’uso, aggiungendo eventualmente antibiotico. Viene prodotto sotto forma di
chips di 5-10 mm o di barrette di varie dimensioni (1x1x2 cm; 1, 2x2x3cm, 1x1x3
cm).

Meccanismo di guarigione ossea: osteoconduttivo.

Commenti: come per tutti i materiali “minerali” in
genere, tipicamente osteoconduttivi, anche per questo gruppo di sostituti si
consiglia l’impiego in associazione a sostanze osteoinduttive (principalmente
midollo osseo autologo ma anche matrice demineralizzata o singoli fattori di
crescita) per amplificarne le capacità osteoformative.

Essendo privati della componente
proteica, questi materiali minimizzano il rischio infettivo e quello
immunitario, ed il loro uso è consentito senza particolari problemi.

Osso demineralizzato (osso proteico)

L’osso demineralizzato può essere
eterologo (generalmente bovino o equino) od omologo.

Questo tipo di materiale è diventato
un’accettabile alternativa all’innesto fresco autologo in diversi procedimenti
ricostruttivi soltanto negli ultimi anni.

Materiale di non facile preparazione, è
stato ampiamente prodotto negli Stati Uniti (Dfdba), successivamente anche in
Europa. In Italia è stato prodotto dal Centro di Riferimento Regionale per la
coltura di Epidermide in vitro e Banca Tessuti di Niguarda.

L’osso demineralizzato rappresena una
valida alternativa, per lo meno sul piano teorico, all’osso autologo per il suo
elevato potenziale osteoinduttivo. La rimozione della componente minerale dalla
matrice espone i fattori induttivi e di crescita, prima “nascosti”
dai sali di Ca, e li rende liberi di raggiungere i recettori sulle cellule
bersaglio.

È possibile trovare oggi in commercio un
prodotto dalla Pacific Coast Tissue Bank, il Dembone, ma essendo omologo
proteico la liceità del suo utilizzo è controversa. Esiste con varie
granulometrie (da 250 a 1000 micron). Il Dembone è liofilizzato, si
conserva a temperatura ambiente e va reidratato con fisiologica (o col sangue
del pz. ) prima dell’uso.

La bioattività dell’ osso
demineralizzato varia da preparato a preparato, e va risolto testando i
materiali offerti dalle diverse banche (Glowacki, 1996).

L’osso demineralizzato è l’unico
sostituto osseo semisintetico a possedere spiccate qualità osteoinduttive. Queste, come abbiamo visto in precedenza, sono
dovute a fattori locali di crescita, ed in particolare alle BMP.

Il processo di demineralizzazione. La demineralizzazione è un procedimento che da un
lato lascia intatta la concentrazione di BMP, dall’altro rimuove i sali
minerali che inibiscono le BMP ostacolando il contatto tra queste e le cellule
mesenchimali indifferenziate che ne costituiscono il bersaglio.

Risale alla fine del secolo scorso
(Senn, 1889; Curtis e Makie, 1890) l’uso di HCl per eliminare la componente
inorganica dell’osso e la descrizione dei primi risultati clinici.

Questo biomateriale fu poi abbandonato
per essere riscoperto solo a metà degli anni ’50 (Ray e Holloway, 1957)
e sperimentato sia da Urist (1965) che da Reddi (1974) che ne dimostrarono le
capacità osteoinduttive provocando neoformazione eterotopica di osso in ratti
dopo impianto di polvere di osso demineralizzato (POD). Inizialmente furono
impiegati acidi quali l’EDTA e l’ac. nitrico (Sharrard, 1961).

Con questi due acidi le capacità
osteoinduttive risultavano ridotte. Al contrario, l’ac. lattico esogeno non
riusciva a decalcificare abbastanza la matrice per esporne le BMP (Van de
Putte, 1965).

I due metodi attuali di preparazione
prevedono una demineralizzazione solo parziale allo scopo di conservare parte
delle qualità osteoconduttive della matrice (Urist), oppure una
demineralizzazione totale per privilegiare unicamente quelle osteoinduttive
(Mulliken, 1980).  La prima metodica prevede l’uso di HCl che, attraverso un
meccanismo di idrolisi acida, libera le BMP dal complesso dal carrier proteico
ad alto pm trasformandole nella forma attiva così come viene fatto
fisiologicamente dagli acidi deboli endogeni (ac. lattico ed ac. citrico).

Questo sostituto può essere impiegato
sotto forma di polvere (POD), granulato o blocchetti di piccole dimensioni, da
un punto di vista strutturale è formata principalmente dalla componente
organica dell’osso (collagene e proteine non collagene, tra cui le BMP).

La polvere ed il granulato sono
facilmente modellabili ma mancano ovviamente di stabilità meccanica, al
contrario dei blocchetti.

Metodica di preparazione dell’osso
demineralizzato. L’osso
demineralizzato da noi utilizzato (cap. 7) è stato preparato e fornito dal
Centro di Riferimento Regionale per la coltura di Epidermide in vitro e Banca
Tessuti dell’Ospedale Niguarda Ca’ Granda di Milano.

Mediante allontanamento di tutte le
porzioni non ossee (periostio, legamenti, contenuto midollare), lavaggio in
acqua deionizzata, delipidizzazione e disidratazione vengono allontanati tutti
i materiali potenzialmente infiammatori o antigenici.

Una parte della diafisi viene lavorata
in toto, un’altra ridotta in frammenti di 3-10 cm e suddivisa a sua volta in
una quota che viene direttamente demineralizzata ed in un’altra che viene
trasformata in polvere e poi decalcificata. Nella preparazione della polvere
viene preferita la corticale, più ricca di BMP. Il diametro medio dei granuli
di polvere d’osso varia dai 75 ai 400 micron.

La spongiosa viene ridotta in blocchetti
(0, 5-10 cm).

Al termine di questa fase preliminare
l’osso da demineralizzare, pulito, sgrassato e disidratato, si presenta in una
di queste forme:

– polvere (75-400 micron)

– granuli  (5-10 mm)

– blocchetti di spongiosa (0, 5-10 cm)

– chips di corticale (1-5 cm)

– barrette di corticale (5-10 cm)

– diafisi intere (più di 10 cm)

La demineralizzazione di questi
preparati segue il protocollo di Mulliken e Glowacki, che prevede l’esposizione
ad HCl, ulteriori lavaggi e delipidizzazione per i frammenti minori.

Test batteriologici vengono effettuati
direttamente sul pezzo prima e dopo la sterilizzazione a raggi gamma (2, 5
MRad).

Nel caso dei frammenti di corticale e
delle diafisi intere tale metodica è stata ritenuta insoddisfacente e
modificata creando numerosi fori sulla superficie per aumentare il rapporto
sup. /volume.

La sterilizzazione degli impianti ossei
demineralizzati (IOD) avviene mediante irradiazione con raggi gamma a 2, 5
Mrad; gli IOD vengono poi stoccati presso il magazzino della sala operatoria
dove sono conservati fino a tre anni in buste sterili a temperatura ambiente.

Al momento dell’utilizzo la POD viene
addizionata a colladi fibrina e antibiotico, ottenendo quella che viene
definita “Bone Wax”.

Il Bone Allograft Study Group ha
messo a punto un nuovo sostituto osseo di origine umana ottenuto mediante
demineralizzazione della sola superficie e perforazione laser della stessa.
Tale composto avrebbe il vantaggio di abbinare i vantaggi dell’osso
demineralizzato (osteoinduzione per “esposizione”delle BMP e delle
sialoproteine) a quelli propri dei sostituti che invece conservano la matrice
inorganica (rigidità strutturale), ed è a base di corticale di ossa lunghe. La
perforazione al laser Er: YSGG della corticale ne aumenta la porosità
facilitando l’invasione vascolare e accelerando l’incorporazione, quasi come
fosse spongiosa.

La sperimentazione in vivo ha dimostrato
le buone proprietà di questo materiale e il BASG ha in programma uno studio
clinico su pz. oncologici.

Mulliken (1980) ha studiato il
meccanismo osteogenetico di questo materiale rilevando la non
specie-specificità, la proporzionalità tra volume di osso neoformato e volume
di osso demineralizzato impiegato, la non obbligatorietà del riassorbimento di
quest’ultimo ai fini della sua integrazione.

Glowacki (1981) ha studiato la
variazione della capacità osteoinduttiva in relazione all’architettura
dell’impianto, dimostrando come la POD si comporti meglio dei blocchetti purché
le particelle non abbiano diametro inferiore a 75 micron, e riservando l’uso di
chips di 5 mm per lesioni a rischio di complicanze settiche e i blocchetti per
difetti segmentali. Attualmente si è dimostrato che solo l’autoinnesto fresco è
in grado di rispondere ad eventuali infezioni se sottoposto a terapia
antibiotica sistemica grazie alla sua rivascolarizzazione precoce; ogni tipo di
impianto, e quindi anche l’osso demineralizzato, in queste situazioni va
considerato perso.

Reddi ha descritto in due lavori del
1985 e 1987 la cascata degli eventi che nel ratto portano a formazione di nuovo
osso dopo impianto di osso demineralizzato:

1° giorno:           formazione del
coagulo e risposta infiammatoria

2°e 3° giorno:     chemiotassi dei
fibroblasti, proliferazione cellulare e sintesi di collagene tipo III

4°- 7° giorno:     differenziazione dei
condroblasti e condrociti, sintesi di collagene tipo II

9° giorno:           calcificazione
della matrice cartilaginea

10°-12° giorno: sintesi da parte degli
osteoblasti di collagene di tipo I, conseguente formazione di osso e
mineralizzazione

Utilizzo dell’osso demineralizzato. Dopo i primi incoraggianti risultati su modelli
sperimentali animali (Narang, 1973; Mulliken, 1980), l’osso demineralizzato è
stato impiegato con successo sia in campo odontoiatrico (Sonis, 1983) che in
chirurgia cranio-facciale (Mulliken, 1984), evidenziando rapidità di
ossificazione (3-6 mesi) e ottima istologia.

Bowers (1985) addirittura descrive
nell’80% dei pazienti parodontopatici trattati con questo materiale la
neoformazione di un nuovo attacco nelle sue tre componenti: osso, cemento e
legamento parodontale.

Un altro recente studio clinico
(Mellonig, 1996) in campo parodontale utilizzante indagini istomorfometriche ha
dimostrato il potenziale rigenerativo del DFDBA su osso, cemento e legamento
parodontale a livello di radici esposte; l’autore ipotizza risultati migliori
aggiungendo al DFDBA una quota di matrice ossea mineralizzata, utile
soprattutto nelle perdite di sostanza più ampie (funzione di carrier?).

Chanavaz (1995) ha utilizzato osso
demineralizzato, solo o in associazione a TCP, con risultati inferiori all’osso
autologo ed all’osso irradiato, in rialzi di seno.

Donati e coll.  (1997) hanno pubblicato
una casistica relativa, tra l’altro, a 37 pz. trattati con osso demineralizzato
per cisti ossee dei mascelari e schisi alveolari. I risultati, a detta degli
autori inferiori alle aspettative (elevato riassorbimento ed incompleta
maturazione dell’osso), si spiegherebbero con una incompleta demineralizzazione
del preparato da un lato, e con il negativo effetto derivante dall’associazione
con antibiotici locali e/o colla di fibrina.

Significato della differente
granulometria. Schwartz (1996) ha
confrontato il DFDBA di sei diverse banche dell’osso testandone in vivo le
capacità osteoinduttive. Il prodotto veniva utilizzato nella forma con
particelle di dimensioni pari a 200-500 micron e impiantato sottocute od
intramuscolo in animali da esperimento per valutarne la quantità di neoformazione
ossea ectopica (requisito per poter definire osteoinduttivo il materiale in
esame). Nessun materiale ha portato a forrmazione di osso sottocute,  il
materiale di 5 banche ha portato in tempi variabili ad ossificazione nel
tessuto muscolare ed il DFDBA della sesta banca neanche a questo. L’autore non
avrebbe riscontrato alcuna relazione tra diametro delle particelle e capacità
osteoinduttiva del materiale. Particelle troppo piccole entrerebbero in circolo
con possibili effetti tossici e diminuzione di efficacia. Particelle superiori
a 750 micron non avrebbero sufficiente superficie per liberare adeguate
quantità di BMP (Misch e Dietsch, 1995).

Tale correlazione risulterebbe invece da
uno studio in vitro e in vivo (topi) di Zhang (1997). In particolare l’osso
demineralizzato sotto forma di granuli con diametro 500-700 micron avrebbe tre
volte la capacità osteoinduttiva di quello in granuli di soli 250 micron. Tale
capacità è maggiore nell’osso proveniente da animali giovani; nessuna
differenza significativa per quanto riguarda il sesso del donatore.

Recentemene è stato commercializzato
sotto forma di fogli laminari sottili (100-300 micron) usabili come membrane
nella GTR, col vantaggio della riassorbibilità (6-8 mesi) e della attività BMP.

Altre variabili e loro effetti
sulla osteoinduttività.
Nyssen-Behets pubblica nel 1996 i risultati di una analisi istomorfometrica
dopo impianto di POD in vivo arrivando a due interessanti conclusioni: il
potenziale osteoinduttivo della POD umana è nettamente inferiore a quella di
altre specie, ed è inversamente proprzionale all’età del donatore,
probabilmente per diminuzione delle BMP. La POD avrebbe un maggior potenziale
osteoinduttvo (D’Agostino, 1998)

Osso demineralizzato associato ad
altre sostanze. Al fine di
migliorarne le capacità, l’osso demineralizzato è stato utilizzato in
associazione a vari materiali.

La più usata è l’associazione con
midollo autologo, sperimentata da Urist e Lindholm nel 1980 ed in grado di
portare formazione di tessuto osseo in metà tempo.

Nel 1985 Pusterhout e Glowacki hanno
pubblicato nuove esperienze in chirurgia ricostruttiva maxillo-facciale
post-traumatica e tumorale, utilizzano l’osso demineralizzato da solo o in
associazione ad osso autologo.

Successivamente sono descritte
associazioni con HA (Deeb, 1989; Pettis, 1990).

L’associazione con un carrier minerale
come la HA aumenterebbe l’efficacia della POD anche secondo Lew (1997).

In uno studio comparativo sull’efficacia
delle varie associazioni rispetto all’osso autologo, Hopp (1989), su modelli
animali, descrisse un buon comportamento dell’osso demineralizzato sia
singolarmente che insieme ad HA.

Chanavaz (1995) ha utilizzato
l’associazione con TCP in rialzi di seno con risultati inferiori al solo
osso demineralizzato, all’osso autologo e persino all’osso irradiato.

Apparentemente priva di significato
sulle capacità osteoinduttive l’associazione con colla di fibrina

(Schwarz, 1989), e addirittura negativa
secondo Donati e coll.  (1997).

L’uso dell’osso demineralizzato addizionato
a BMP è stato proposto nella ricostruzione di difetti della calvaria di
primati umani da Ripamonti (1993) con risultati superiori rispetto all’osso
demineralizzato “semplice”ed agli stessi autoinnesti.

Meccanismo di riparazione ossea: squisitamente osteoinduttivo, tanto da far
considerare l’osso demineralizzato, da questo punto di vista, l’unico sostituto
alternativo alle BMP.

Commenti. Materiale con ottimi presupposti sul piano biologico
ma con alcune problematiche dal punto di vista clinico.

Consigli di utilizzo: da solo in cavità con diametro inferiore a 5-6 (es.:
riempimento di cavità cistiche), in associazione a materiali stabili
volumetricamente negli altri casi (es.: PMMA nelle cranioplastiche, o derivati

dell’acido ialuronico, TCP, etc. ), con eccellenti risultati istologici.
Nonostante il trattamento irradiante, la conservazione della quota proteica
rende teoricamente possibile la trasmissione di agenti infettivi, e ne rende
problematico l’uso. Per evitare i rischi connessi all’uso di materiale proteico
umano o bovino, il materiale prodotto dai colleghi della Banca Tessuti di
Niguarda e da noi utilizzato in via sperimentale è di provenienza equina.

CAP. 6

BIOMATERIALI DI SINTESI

I biomateriali di comune impiego in
chirurgia maxillo-facciale sono i metalli (vitallio, tantalio, titanio), i
polimeri (PLA, PGA, PTFE e PMMA) e le ceramiche.

Il comportamento biologico è diverso:
polimeri e metalli, con l’eccezione del titanio, rimangono separati dalle
superfici ossee circostanti da uno strato di tessuto fibroso, le ceramiche
possiedono invece un elevato grado di osteointegrazione.

Metalli

I metalli più utilizzati sono l’acciaio,
le leghe al titanio e quelle al Cr-Co. Presentano alcuni difetti, tra i quali
una supposta carcinogenicità, fenomeni localizzati di corrosione e, nel caso
delle leghe al Cr-Co, possibili reazioni di ipersensibilità.

Vengono impiegati come mezzi di sintesi.

Polimeri

Cenni storici: Venticinque anni fa la famiglia dei
poli-alfa-idrossi-acidi, comprendente il PLA (acido polilattico) ed il PGA
(acido poliglicolico), fu il primo gruppo di polimeri biodegradabili ad
ottenere l’approvazione della FDA statunitense per uso clinico (suture).

Lo sviluppo dei materiali portò poi alla
comparsa di placche di sintesi polimeriche, viti, e persino sistemi di rilascio
per farmaci.

In campo ortopedico chiodi e viti in PGA
e PLA sono stati impiegati in virtù del loro riassorbimento, che si completa
mediamente in 6 mesi (leggermente più veloce per il PGA, mentre viti in PLA si
ritrovano intatte anche dopo 48 settimane: Paivarinta, 1993).

Comportamento biologico: Strutturalmente sono la ripetizione di monomeri, da
un punto di vista biologico sono relativamente ben tollerati. Tuttavia il
materiale che deriva dalla decomposizione di questi polimeri provoca reazioni
infiammatorie, con formazione di particolari granulomi da corpo estraneo
definiti granulomi da “detriti” di usura.

Impieghi. Attualmente si cerca di rendere questi materiali
idonei al rilascio controllato di determinati fattori (payload), quali le BMP.

Come già detto nel Cap. 2, il sistema di
rilascio (carrier) ideale dovrebbe essere in grado di depositare il fattore
osteoinduttivo nel tempo e nella dose richiesti, provvedere un substrato per
l’adesione cellulare, ed infine biodegradarsi in modo graduale e predicibile,
in modo sincrono con la neoformazione di osso, e senza stimolare risposte
immunitarie.

Da un punto di vista teorico ai polimeri
da utilizzare come carrier si richiede una struttura porosa per facilitare
l’ingresso cellulare e la degradazione: i risultati clinici dei materiali così
prodotti (sotto forma di particelle) ed utilizzati sono stati scarsi (Kenley,
1993; Kenley, 1994 e Mayer, 1996).

PLA in forma di blocchetti è stato
prodotto per migliorarne la maneggevolezza e la stabilità meccanica e per
assicurare il rilascio del payload a dosi terapeutiche e nella sede richesta.

L’architettura porosa di questo
materiale, simile a quella dell’osso spugnoso, ottimizza le interazioni tra
fluidi, fattori di crescita e polimero, favorendo la migrazione cellulare, il
rilascio del payload, l’interazione payload-cellule bersaglio, l’adesione
cellulare, l’invasione vascolare, la neoformazione ossea ed infine la
degradazione del polimero.

Attuamente si sta studiando la
possibilità di aggiungere a questo sistema l’acido ialuronico, che saturato con
acqua si trasforma in un gel viscoso in grado funzionalmente simile alla
matrice extracellulare, coprendo il polimero, facilitandone l’adesione
cellulare e mantenendo le BMP in posizione atta al riconoscimento da parte dei
recettori delle cellule bersaglio.

Sono inoltre in fase di sperimentazione
nuovi polimeri biodegradabili.

Alcuni, come i poli-aminoacidi a base di
collagene, sono stati già utilizzati in campo ortopedico, ed addizionati a TCP
e HA (Collagraft) approvati dalla FDA come sostituti dell’osso.

Il Collagraft è composto da HA
(65%) e TCP (35%) combinati con collagene bovino di tipo I, e si presenta sotto
forma di strips; intraoperatoriamente si mescola con sangue autologo. È
utilizzato in campo ortopedico per il trattamento delle fusioni spinali e delle
cavità cistiche dell’osso,

Molti di questi nuovi polimeri sono
invece liquidi, e combinati con TCP o HA producono un putty facilmente
lavorabile e modellabile, che indurisce in circa 10 minuti, idoneo a riempire
cavità o utilizzabile come emostatico; future modifiche chimiche e strutturali
potrebbero renderli buoni sistemi di rilascio.

Commenti: Attualmente la ricerca sta puntando all’utilizzo di
questi materiali, opportunamente perfezionati, quali delivery sistems.

Solfato di calcio

Il solfato di Ca, o plaster of Paris, è
un materiale a base di beta-emidrato di solfato di Ca,  (CaSO4) 2H2O, prodotto
calcinando gesso naturale con temperature di 110°C-130°C.

Comportamento biologico. Fino al 1925 (Hauptli) si ipotizzò un suo effetto
stimolante la guarigione ossea, successivamente ridimensionato (Nikulin e
Ljubovic, 1956). Questi due autori furono i primi a notare un aumento dei
livelli serici di Ca e fosfatasi alcalina nei pazienti impiantati con questo
materiale, effetto negato da un altro autore, Peltier, nel 1959.

Un’altra possibile fonte di tossicità
del plaster of Paris deriva dal fatto che il materiale che si trova in natura
contiene varie impurità, come ferro, magnesio, stronzio ed altri metalli
pesanti.

Impiego come space filler Fu impiegato per questo scopo per la prima volta nel
1892 da Dreesman per riempire cavità ossee in pazienti affetti da osteomielite
di origine tubercolare, dimostrando subito un’ottima biocompatibilità.

Agli inizi di questo secolo fu
nuovamente utilizzato per questo scopo, come testimonia un lavoro di Oehlecker
(1925; riempimento di cavità residue all’exeresi di tumori ossei benigni).

Stesso impiego una trentina di anni fa:
durante la guerra del Vietnam fu utilizzato dai chirurghi americani come space
filler nelle perdite traumatiche di sostanza del complesso craniofacciale
(Kelly, 1973).

Impiego come carrier. Un altro modo di impiego risale a settanta anni fa,
quando fu utilizzato per la prima volta come carrier per antibiotici locali
(Petrova, 1928).

Negli anni 80 fu nuovamente impiegato
con questo scopo, coniugandolo di volta in volta a cefazolina, gentamicina e
lincomicina per il trattamento di infezioni del tessuto osseo (Mackey,
Dahners).

La proprietà di riassorbirsi
gradualmente rende il plaster un buon sistema di rilascio per farmaci, che
vengono rilasciati in modo controllato dalla matrice imbevuta con questi.

Recentemente Mousset (1995) ha
confermato queste qualità: con l’eccezione di penicilline e cefalosporine, gli
antibiotici rimangono attivi in situ (100% di attività per aminoglicosidi dopo
2 settimane, 60% di attività per chinolonici dopo 2 settimane) per un tempo
sufficiente ad esercitare un’efficace azione terapeutica.

Questa efficacia come carrier fa pensare
che il plaster possa diventare anche un buon sistema di rilascio per fattori
osteoinduttivi (Yamazaki, 1988), soprattutto in unione alla HA, che ne migliora
le qualità osteoconduttive (Parsons, 1986; Ricci, 1986).

Impiego come membrana in campo
parodontale. È stato utilizzato in parodontologia fin dagli anni 60
(Alderman, 1969; Shaffer, 1971).

In campo parodontale viene oggi usato
come membrana riassorbibile nella rigenerazione tessutale guidata, avendo la
facoltà di fermare la proliferazione di tessuto connettivo e permettendo una
buona guarigione ossea (Pecora, 1997), da solo o in associazione a DFDBA
(Sottosanti, 1995).

Lo stesso Pecora lo ha recentissimamente
utilizzato nel rialzo di seno con buoni risultati clinici ed istologici, in
corso di pubblicazione.

Sempre in campo odontoiatrico è stato
sperimentato, con buoni risultati, come emostatico riassorbibile (Kim, 1997).

Altri impieghi: Esiste uno studio clinico (Bai, 1996) su 16 pazienti
trattati per mancato consolidamento di fratture femorali con impianti di
plaster of Paris e bBMP; pazienti precedentemente sottoposti ad intervento
chirurgico senza successo. La concentrazione di BMP bovine è stata di 50 mg per
g di plaster; l’impianto è stato modellato con facilità all’interno del gap e a
manicotto intorno al focolaio di frattura. In tutti i pazienti eccetto uno si
verificò l’unione in un tempo medio di 5, 7 mesi, senza sequele postoperatorie
clinicamente significative.

Proprietà. Considerato un materiale biocompatibile e stabile ma
inerte e privo di qualsivoglia capacità osteoformativa (Courpied, 1982- Damien,
1991), è stato recentemente rivalutato da diversi autori.

Secondo Hollinger (1996) il solfato di
Ca ha il vantaggio di essere modellabile e ben adattabile all’interno di
cavità; ma il fatto che oggi esistano altri materiali con tali caratteristiche
(vedi polimeri e materiali a base di fosfato di Ca) unito ad una
imprevedibilità del profilo di riassorbimento e ventilati effetti tossici
legati alla liberazione di Ca e solfato ne dovrebbe limitare l’impiego.

Commenti: materiale ben tollerato, facilmente modellabile, è
stato lungamente impiegato come riempitivo di difetti ossei. Il rapido
riassorbimento e la mancanza di qualità osteoinduttive od osteoconduttive
significative ne hanno precluso fino ad oggi l’uso tanto in campo rigenerativo
parodontale tanto in chirurgia riparativa ossea.

Attualmente se ne sta sperimentando
l’efficacia in campo parodontale come “membrana” riassorbibile; i
suoi bassi costi, la sua biocompatibilità ed il suo ottimale (per lo meno ai
fini di questo impiego) profilo di riassorbimento ne fanno prevedere, da solo o
in associazione a HA, l’uso come fattore di rilascio (antibiotici nel
trattamento locale di infezioni ossee, BMP per la rigenerazione ossea).

In Italia è commercializzato dalla
ClassImplant col nome di Surgiplaster.

Ceramiche

Le ceramiche vengono funzionalmente
classificate in due categorie: bioinerti e bioattive..

Le ceramiche bioinerti,
utilizzate soprattutto dagli ortopedici nella ricostruzione delle cartilagini
articolari, sono a base di ossido di alluminio e possiedono eccellenti
caratteristiche meccaniche, ma stimolando la formazione di una capsula fibrosa
non vengono utilizzate nel nostro distretto.

Tra le ceramiche bioattive classifichiamo
i biovetri, l’idrossiapatite (HA), il fosfato tricalcico (TCP) e i composti HA
+ TCP. Sono composti a base di Ca e P che interagiscono chimicamente col
tessuto osseo: gli osteoclasti demineralizzano il materiale liberando ioni Ca e
P. Rispetto a quelle bioinerti, queste ceramiche hanno minor stabilità
meccanica. Il loro profilo di riassorbimento può, in quelle sintetiche, essere
modificato in fase di produzione agendo sulle proprietà fisiche (cristallinità)
e morfologiche (porosità).

Biovetri

Introduzione: I biovetri
più utilizzate sono a base di ossido di vetro (Bioglass), con formula
Na2O-CaO-SiO2-P2O5.

Stabiliscono con l’osso un legame
chimico fisico attraverso un film di Ca-P e di diossido di silicone.

Sono infatti in grado di scambiare ioni
o gruppi molecolari con il sito ricevente, e di legarsi a composti come CaO,
CaF2, P2O5, Na2O, K2O, ZnO, Al2O3, etc.

Questa proprietà rende di fatto questi
materiali perfettamente osteontegrabili.

Il Bioglass è stato descritto verso la
fine degli anni settanta; inizialmente si ipotizzò una sua potenziale azione
osteoinduttiva.

Materiale altamente biocompatibile, non
è riassorbibile in quanto gli osteoclasti non sono in grado di eliminare
materiali a base di silicati. Non viene pertanto sostituito da osso e permane
sotto forma di materia vetrosa estremamente solida (più della HA).

Impieghi. Largamente utilizzato in Europa (meno negli USA,
dove per anni è stato vietato dalla FDA), non ha particolari vantaggi rispetto
alla HA ed è stato superato da altri materiali bioattivi.

Peltola (1998) ha pubblicato una piccola
casistica (10 casi) di pz. sottoposti ad obliterazione del seno frontale
utilizzando biovetri per il trattamento di sinusopatie croniche: il follow-up a
5 anni dimostra il successo di tale trattamento grazie alla stabilità ed alla
biocompatibilità di tali materiali.

Un altro autore finlandese, Virolainen
(1997), conferma le buone qualità osteoconduttive dei biovetri grazie al forte
legame che questi sviluppano con l’osso circostante in via di formazione, ma ne
sottolinea l’inferiore comportamento, in termini di stimolo osteoriparativo,
rispetto all’osso autologo (studio in vivo).

Reperibilità Lo Ionogran è una ceramica bioattiva
caratterizzata da un grado di porosità più elevato, ed è a base di
fluorosilicati di alluminio e calcio. Viene commercializzato sotto forma di
granuli (da 0, 5 a 3 mm) utili per riempire cavità, non ha stabilità intrinseca
ma possiede buone doti di osteoconduzione. Il legame con l’osso circostante non
è buono come quello del Bioglass (formazione di sottile capsula fibrosa).

Altre ceramiche bioattive sono il BioGran
ed il Perioglas.

Commenti: sono materiali impiegati in parodontologia, in aree
non sottoposte a carico.

Sono poco o per nulla riassorbibili.

Potrebbero essere buoni sistemi di
rilascio.

Come per le altre ceramiche, condizioni
di successo sono lo stretto contatto con l’osso, l’assoluta immobilità ed una
adeguata porosità.

Idrossiapatite e fosfato tricalcico: generalità

Proprietà fisico-chimiche. HA e TCP sono strutture cristalline a base di Ca e P
(sono precisamente fosfati di Ca) con un alto grado di rigidità ma scarsa
resistenza alla torsione,  buone qualità di resistenza alle alterazioni
chimiche e bassa conduttività elettrica e termica. Bhaskar (1980) e Jarcho
(1981) ne descrissero due importanti difetti: la bassa resistenza agli impatti
esterni ed il ritardo nei processi ossei di guarigione e di rimodellamento.
Inoltre gli osteoni neoformati all’interno dei pori di queste ceramiche si
dispongano in modo disordinato e non seguendo alcuna linea di forza (Jarcho,
1981).

Rapporti tra microarchitettura,
osteoconduzione e profilo di riassorbimento. Il tipo di microarchitettura, cioè la dimensione dei
cristalli, dei granuli da essi formati e la dimensione e distribuzione dei
pori, sono tutti fattori in grado di determinare capacità osteoconduttiva e
velocità di riassorbimento.

In particolare il grado di porosità è
direttamente proporzionale alla entità e velocità del riassorbimento da un lato
ed alla capacità osteoconduttiva (poiché i pori permettono all’osso in via di
formazione di entrare in essi in profondità, guidandolo) dall’altro. Al
contrario delle particelle proveniente dalla degradazione dei polimeri, le
particelle risultanti dall’incompleto riassorbimento della HA di diametro
uguale o inferiore a 5 micron vengono fagocitate dai macrofagi senza
interferire negativamente con la neoformazione ossea (Wang, 1994).

Urist ha definito ottimali porosità
comprese tra 100 e 600 micron, ai fini di una buona rivascolarizzazione; oltre
i 600 micron si avrebbe una diminuzione eccessiva della resistenza meccanica.

Comportamento biologico. HA e TCP sono i materiali ceramici più
biocompatibili; il loro grado di biocompatibilità è in assoluto tra i più alti
nella categoria dei biomateriali. Grower (1973) aveva suggerito per questi due
ultimi materiali capacità osteoinduttive, come avvenne per i biovetri, ma studi
successivi hanno definitivamente escluso tali qualità (Cameron, 1978; McDavid,
1979). Attualmente la stragrande maggioranza degli autori riconosce a questo
gruppo di biomateriali unicamente funzioni di sostegno e di osteoconduzione.

Importanza della microarchitettura. In tutti i materiali sintetici o semisintetici
prevalentemente minerali conta molto di più la microarchitettura che non la
struttura chimica o la provenienza. Un interessantissimo studio in vivo di Chen
(1996) confronta istologicamente ed istomorfometricamente il comportamento di
osso bovino minerale (Bio-oss), HA (Interpore 500) e TCP (Ceros
82), affermando che la crescita ossea era ben evidente all’interno dei pori
del Bio-oss e dell’ Interpore 500, e limitata alla sola periferia del Ceros 82,
meno porosa. A distanza di 6 settimane era dimostrabile una correlazione tra
volume osseo neoformato e grado di porosità del materiale.

Impiego come carrier. Le ceramiche riassorbibili sono state rpetutamente
sperimentate e impiegate, negli ultimi anni, per veicolare fattori
osteoinduttivi e/o di crescita. HA in forma granulare è stata usata anche per
aumentare la viscosità di sostanze altrimenti fluide, come il collagene ed il
midollo osseo, ed aumentare le capacità osteoinduttive di
quest’ultimo”costringendolo”a restare nella sede desiderata (Ohgushi,
1989).

Associazioni. Prima ancora di esaminare singolarmente
idrossiapatite e TCP, ricordiamo che molti autori hanno proposto l’utilizzo di
questi materiali in associazione, tra di loro o con altri.

Per esempio, classica è l’associazione
con midollo osseo, per aumentarne la stabilità e diminuirne il riassorbimento.
Quando l’associazione ceramica (60%HA, 40%TCP) – midollo osseo ha un rapporto
1-2 o 1-4 si ottiene un materiale di consistenza pastosa facilmente adattabile
e ben riassorbibile nel tempo. La capacità di riassorbimento è inversamente
proporzionale alla concentrazione delle ceramiche (Lane, 1987).

Uno studio clinico multicentrico
realizzato alla fine dello scorso decennio negli USA e riportato dallo stesso
Lane mise a confronto un’associazione ceramica 30%-collagene bovino 30%-midollo
osseo autologo 40% rispetto all’osso autologo nel trattamento di fratture
comminute di ossa lunghe. I risultati dimostrarono tempi di guarigione clinica
e radiografica sovrapponibili a fronte di una oggetiva difficoltà di
manipolazione ed utilizzo per il composto semisintetico.

Nella riparazione di difetti di calvaria
la HA è inferiore al midollo osseo autologo di un buon 50%, ma leggermente
migliore dell’associazione dei due materiali (analisi istomorfometrica su
modelli animali-Lindholm, 1994). L’associazione con midollo autologo, ricco di
cellule, non sembrerebbe migliorare le capacità osteorigenerative della HA.

Commenti. Molti autori, specie di scuola francese, utilizzano
HA anche da sola con buoni risultati. Secondo Rueger (1998) HA e TCP non
possono assolutamente rimpiazzare l’osso autologo perché, nonostante le nostre
conoscenze su tali materiali siano aumentate, non siamo ancora in grado di
prevederne il comportamento a lungo termine.

TCP (fosfato tricalcico)

Il fosfato tricalcico è un composto
riassorbibile con formula Ca3 (PO4) 2, rapporto Ca/P pari a 1, 5, ottenuto
sinteticamente, del tutto analogo a quello normalmente presente nella matrice
inorganica delle nostre ossa. Può presentarsi in due forme: alfa-TCP e
beta-TCP.

Cenni storici. Utilizzato nel 1920 da Albee su modelli sperimentali
animali, venne messa in risalto la sua azione positiva a livello di guarigione
ossea;  ma pochi anni dopo (Haldemann, 1934) questa fu ridimensionata e il
TCP”dimenticato”per qualche decennio.

Da 20 anni a questa parte, dopo che nel
1973 Driskell e nel 1974 Mors ne hanno dimostrato la buona capacità di
riassorbimento, il TCP è stato utilizzato con risultati controversi in
parodontologia (Levin, 1979) ed in chirurgia orale (Kaiser, 1980).

Comportamento biologico. Il TCP si è comunque dimostrato biocompatibile
(Jarcho, 1981; Flatley, 1983), in grado di formare un eccellente legame chimico
con l’osso e rapidamente riassorbibile.

Rapporti tra microarchitettura e
profilo di riassorbimento. Il riassorbimento,
assai più rapido (12-24 mesi) rispetto a quello della HA, sarebbe dovuto al
particolare tipo di struttura cristallina (LeGeros, 1988; Klein, 1983). L’osso
neoformato occupa l’area del TCP immediatamente dopo la degradazione di questo,
con un effetto squisitamente osteoconduttivo.

Il riassorbimento è proporzionale alla
porosità del TCP, ed è osservabile già dopo 2 mesi (Metsger, 1993-studio in
vivo); la porosità ideale sarebbe di 300 micron.  Klawitter e Hulbert (1971)
indicano in 100 micron il diametro minimo dei pori affnché si abbia una
efficace osteointegrazione.

Sebbene la maggior parte di TCP
impiantato sparisca in pochi mesi, una piccola quota rimane a lungo,
probabilmente per anni, apparendo perfettamente integrata col circostante osso
neoformato (Bowers, 1986).

Tuttavia la non predicibilità del
riassorbimento ed il fatto che ad esso non sempre segua una significativa
formazione di osso restano due grossi limiti per la maggior parte delle
preparazioni a base di TCP (Hollinger, 1996).

Impieghi. Il TCP è stato principalmente usato per il
riempimento di cavità in alternativa agli autoinnesti o in aggiunta a questi
per aumentarne il volume (Alexander, 1987).

In campo odontostomatologico il TCP (Synthograft)
è stato utilizzato in perdite di sostanza parodontali con risultati
incoraggianti (Boyne, 1984; Barney, 1986).

Il TCP è stato utilizzato anche come
carrier per le BMP (Urist, 1987) sfruttando la rapida biodegradabilità ai fini
osteoinduttivi.

La Glowacki ne consiglia l’uso
come”extender” da aggiungere all’osso autologo per aumentarne il
volume, ma ne ricorda due potenziali difetti: l’eccessiva risposta
infiammatoria e il riassorbimento troppo veloce in rapporto alla rigenerazione
di osso.

Analogamente commenta Klein (1983)
ricordando come il TCP sia consigliato nei casi in cui serva un materiale di
riempimento velocemente riassorbibile, ma le sue qualità osteoconduttive sono
inferiori a quelle della HA e il tipo di osso neoformato intorno all’impianto
meno compatto.

Altri preparati commerciali a base di
TCP sono l’Augmen e l’Orthograft.

Il Biosorb è disponibile in varie
forme e misure, e con due gradi di porosità: nel tipo con il 45% di porosità
per volume il limite di carico in compressione prima della rottura è pari a 150
kg/cm2, in quello con il 30% la resistenza sale a 600kg/cm2.

In campo ortopedico il rivestimento di
impianti in titanio con uno strato di HA e TCP è particolarmente studiato;
Tisdel (1994) ha dimostrato in vivo, con studi istomorfometrici, una maggior
apposizione di osso negli impianti così rivestiti rispetto a quelli non
trattati, e un loro miglior comportamento alle prove di trazione (pull-out).

Precauzioni e modalità d’uso: Il TCP, come tutti i biomateriali, non va usato in
sedi con infezione acuta o cronica, accertata o sospetta. Deve essere
posizionato in intimo contatto con osso sano e ben vascolarizzato. Deve essere
stabile e ben fissato. Può essere mescolato ad osso autologo, o a midollo
autologo.

Commenti: questi materiali sono consigliati esclusivamente in
aree non sottoposte a carico, come i difetti parodontali, poiché difettano di
intrinseca stabilità meccanica.

Sono altamente biocompatibili e
facilmente modificabili nella struttura cristallina e nel grado di porosità al
fine di migliorarne le caratteristiche in rapporto allo specifico impiego.

Possono avere diverse forme: granuli,
paste e dischi.

Potranno essere discreti carriers a
patto di migliorarne il profilo di riassorbimento, attualmente poco
predicibile.

Un cemento a base di DCP-fosfato
dicalcico CaHPO4 e TeCP-fosfato tetracalcico Ca4 (PO4) 2O, col nome
commerciale di Bone Source, opportunamente mescolato ad acqua, si
trasforma in una pasta facilmente modellabile intraoperatoriamente, con un
tempo di indurimento di 10-15 minuti, trasformandosi in HA microporosa.

Stelnicki (1997) lo ha utilizzato in
vivo per aumentare la proiezione dello zigomo: dopo 6 mesi la crescita ossea
interessava il 12 % del volume dell’impianto. Inoltre non vi era evidenza di
infezioni, migrazione o riassorbimento osseo (contrariamente al Medpor), e il
materiale dimostrava ottima adesione e buona biocompatibilità.

Simile sono il Norian SRS, a base
di fosfato monocalcico e carbonato di Ca, ed il True Bone.

Commenti: sono utili per riparare difetti ossei in aree non
sottoposte a carico, come cavità cistiche. Con caratteristiche adatte di
porosità e di biodegradabilità potrebbero essere buoni carriers.

Idrossiapatite

1)
Generalità

L’idrossiapatite (HA), normale
costituente della matrice ossea inorganica a base, come il TCP, di fosfato di
calcio – formula Ca5 (PO4) 3OH, può essere ottenuta dai coralli (principalmente
della specie Goniopora) oppure per sintesi.

Comportamento biologico. Entrambe le forme hanno dimostrato eccellente
biocompatibilità: assenza di tossicità locale e sistemica, assenza di
risposta infiammatoria o di risposta da corpo estraneo.

Il legame dell’osso alla HA è
strettissimo, senza interposizione di tessuto fibroso; così forte che test di
resistenza meccanica provocano fratture all’interno della porzione di HA o
dell’osso circostante piuttosto che nell’interfacie HA-osso (Parsons, 1988).

Le fasi di guarigione ossea sono
state studiate da diversi autori (Jarcho, 1978; Kitsugi, 1987) e possiamo così
semplificarle:

– iniziale risposta infiammatoria con
intervento dei macrofagi e loro adesione alla superficie della HA

– differenziazione dei preosteoblasti in
osteoblasti e loro migrazione verso il margine del difetto osseo e verso la
superficie della HA

– formazione di matrice osteoide sulla
superficie della HA

– dopo 3 settimane la superficie di HA è
circondata da fibroblasti ed osteoblasti che promuovono la   mineralizzazione
della matrice precedentemente depositata fino a colmare completamente il gap
tra HA ed osso neoformato

– inizio del rimodellamento osseo

Il riassorbimento della HA
avviene in maniera non significativa: la degradazione per fagocitosi e
dissoluzione extracelllare è lenta ed istologicamente sono visbili residui di
biomateriale anche dopo 5 anni (vedi capitolo successivo).

In alcune situazioni ciò può essere
ininfluente, come nel riempimento di tasche parodontali; in altre è uno
svantaggio perché non ci può essere formazione di nuovo osso nella sede
occupata dall’innesto (o dall’impianto) se questo non viene prima riassorbito.

L’idrossiapatite è in grado di stimolare
la sintesi di idrossiprolina da parte degli osteoblasti al pari della matrice
collagene bovina, ma contrariamente a questa induce un decremento della
crescita cellulare (Zambonin, 1995).

I due parametri fondametali sono la
solubilità ideale (50%) e la porosità ideale (100-300 micron).

Esistono preparazioni sotto forma
di blocchetti o sotto forma di granulato (varie dimensioni dei granuli);
quest’ultima preparazione non è di facile maneggevolezza e tende col tempo a
migrare nei tessuti circostanti.

2) HA corallina

Cenni storici. Roy e Linnehan (1974) sono stati i primi ad ottenere
HA e TCP dai coralli preservandone la particolare struttura spaziale
esoscheletrica.

Holmes (1979) ne ha dimostrato l’assenza
di importanti reazioni infiammatorie o di rigetto, e quindi la buona
biocompatibilità; inoltre ha spiegato come la sua attività osteoconduttiva
sia dovuta alla struttura porosa (190-230 micron) che consente una rapida
penetrazione fibrovascolare ed ossea da parte del sito ricevente già nelle
prime settimane.

Ogni esperimento teso a dimostrare
l’attività osteonduttiva della HA impiantandola nei tessuti molli ha dato esito
negativo: da Drobeck (1984) in poi nessun autore è riuscito a provocare
neoformazione di osso in sedi eterotopiche.

Esiste però uno studio di Ripamonti
(1992), che descrive una debole attività osteonduttiva dopo impianto in tessuto
muscolare di babbuino.

Rapporti tra microarchitettura e
profilo di riassorbimento. Il
tempo di riassorbimento è più lungo rispetto a quello del TCP, e dipende dal
tipo di corallo impiegato: pochi mesi per le Goniopore, a struttura trabecolare
(incredibilmente simile all’osso spongioso umano) e con pori del diametro di
230-600 micron, 18-24 mesi per le Lobophyllia, a struttura densa
simil-corticale. Il riassorbimento è maggiore nelle sedi corticali rispetto a
quele spongiose (impianti di HA corallina rispettivamente nel radio e
nell’ulna; studio in vivo di Martin, 1993).

Impieghi: Le buone capacità osteoconduttive dell’esoscheletro
corallino sono state largamente sfruttate in clinica a partire dal decennio
scorso (solo nel 1982 la FDA statunitense ne ha consentito l’uso sugli esseri
umani) sia in campo odontostomatologico che in chirurgia ricostruttiva
maxillo-facciale.

Uno studio in vivo su calvaria di
babbuini ha dimostrato l’ottima penetrazione dell’osso nei pori di 600 micron
di HA gonioporica (Interpore 500); a questa buona compenetrazione si
accompagnano tuttavia zone di non unione, evidenti anche nei prelievi
effettuati dopo 9 mesi (Ripamonti, 1992).

Kenney (1985) ha impiegato con successo
HA corallina in difetti parodontali.

Piecuch (1986) ha utilizzato HA
corallina in creste alveolari edentule come impianti onlay.

Wolford (1987) ne ha proposto l’impiego
in chirurgia ortognatica per il riempimento di gaps o per la stabilizzazione di
monconi ossei.; analogamente hanno fatto Rosen e McFarland (1990) dimostrando
una buona integrazione col tessuto circostante ed un ottimo mantenimento nel
tempo della morfologia desiderata.

Roux (1995) ha pubblicato una casistica di 183 pazienti
trattati con impianti di HA corallina madreporica, principalmente per riparare
difetti del basicranio. I risultati a lungo termine riportano riassorbimenti
fino al 40% del volume iniziale nei primi 8-10 mesi, del 100% entro un anno,
spostamento dei frammenti, assenza di fistole liquorali ed un tasso di
infezioni inferiore al 4%. L’HA corallina madreporica è raccomandata dagli
autori nella chirurgia del basicranio per la semplificazione delle fasi chirurgiche
e per l’assenza di trasmissione di agenti virali.

Mercier (1996) ha utilizzato HA
corallina madreporica in 83 pazienti per ricostruire il pavimento orbitario; il
follow-up radiologico dimostra un parziale riassorbimento a 24 mesi e
sostituzione da parte di osso neoformato. L’HA è stata utilizzata dall’autore
per correggere l’enoftalmo o la diplopia post-traumatici in orbite con volume
aumentato, e viene consigliata per la facillità di utilizzo e per
l’inflessibilità che ne permette l’utilizzo a ponte anche in difetti
consistenti.

Anche Soost (1996) consiglia il Biocoral
in virtù della sua biocompatibilità e delle sue capacità osteoconduttive.

Santanche (1997) lo utilizza per
aumentare la proiezione zigomatica, ma ne puntualizza i limiti (complicanze
post-operatorie).

Li (1996) ha utilizzato in 7 pz. HA
corallina (pori di 200 micron) per ricostruire il margine orbitario senza
espulsione o migrazione dell’impianto a 6 mesi.

Interessanti le conclusioni di uno
studio in vivo di Jensen (1996) su osso bovino minerale (definibile anche HA
bovina) e HA corallina. La quantità di osso neoformato era identica nei
materiali di origine bovina (Bio-oss ed Endobon) ed in quelli di
origine corallina (Interpore 500 e Pro Osteon 500), con un totale
riassorbimento per l’Interpore ed una buona integrazione del Bio-oss.

L’HA è stata impiegata anche come
carrier per le BMP (Ripamonti, 1992).

Preparazioni commerciali. Il Biocoral è una HA porosa con tutte le
qualità della HA (incorporazione, biocompatibilità, stabilità meccanica in
alcuni tipi di preparati), ed in più un certo grado di riassorbibilità. È
disponibile in microgranuli, granuli, blocchi e persino protesi preformate. È
indicato come riempitivo, e negli innesti di interposizione e di apposizione,
in alternativa all’osso autologo. Nonostante ciò, può essre addizionato a chips
o frammenti autologhi. Può essere adattato e fissato con metodiche
tradizionali.

La ProOsteon è utilizzata nella
riparazione di difetti metafisari, supporta la crescita di osso e viene ben
incorporata nel difetto.

Commenti: possiamo definire la HA corallina come un buon
sostituto osseo, in grado di ben incorporarsi col sito ricevente (per la sua
porosità), di essere riassorbito solo in minima parte e circondato ma non
sostituito nel tempo da nuovo osso, altamente biocompatibile e stabile
meccanicamente e chimicamente (senza rilascio di ioni).

Per queste ragioni è spesso utilizzata
in associazione all’osso autologo, generalmente al 50%, per diminuire il
riassorbimento di quest’ultimo, sfruttandone a sua volta le capacità
osteogenetiche ed osteoinduttive.

Va detto che la possibilità di disporre
di HA sintetica in grandi quantità ha un po’ messo in secondo piano l’interesse
per la HA corallina.

3) HA
bovina

Alcuni autori indicano con questo nome i derivati
ossei semisintetici a base di osso bovino minerale (o deproteinizzato), che
effettivamente sono costituiti in maggior parte proprio da HA.

Sono materiali di largo impiego e con
ottime caratteristiche; per la loro descrizione rimandiamo al capitolo
precedente.

4) HA sintetica

Introduzione. Esistono diversi sistemi per ottenere HA
sinteticamente (principalmente precipitazione chimica a umido o sintesi allo
stato solido), e il materiale ottenuto ha ben poche differenze rispetto alla HA
normalmente presente nella nostra matrice ossea inorganica.

La HA di sintesi ha, oggigiorno,
l’enorme vantaggio di poter essere sottoposta a procedimenti tecnologici per
modificare le sue caratteristiche in termini di microstruttura, distribuzione
della porosità, dimensioni dei grani (e dei cristalli che li compongono) per
rispondere alle diverse esigenze di utilizzo.

Rapporti tra microarchitettura e
profilo di riassorbimento. La
microarchitettura delle varie preparazioni a base di HA influisce su uno dei
suoi più importanti requisiti: la velocità di riassorbimento.

In linea di massima questa è
direttamente proporzionale al diametro dei pori ed alla distanza tra gli
stessi.

Anche il diametro dei singoli
cristalli che compongono i granuli influenzano il riassorbimento. Le
formulazioni a rapido riassorbimento hanno cristalli di diametro 0, 1 – 0, 5
micron, quelle poco o nulla riassorbibili diametro dei cristalli 1- 2 micron.

Il diametro dei granuli è meno
determinante ai fini del riassorbimento, potendo variare dai 250 a oltre 500
micron per entrambe le tipologie.

Rapportti tra microarchitettura e
capacità osteoconduttiva.
Prodotti con diametro compreso tra 50 e 300 micron permettono la crescitadei
tessuti al loro interno; inoltre il proporzionale aumento della superficie
totale a contatto coi tessuti permette una maggior interazione ed esposizione
ai liquidi fisiologici. I prodotti con diametro inferiore a 10 micron, non
permettendo l’ingresso di cellule all’interno dei pori (i fibroblasti non
possono entrare in pori con diametro inferiore a 5-10 micron), non risultano
osteoconduttivi nè riassorbibili, quelli con porosità maggiori di 500 micron
risultano troppo fragili strutturalmente.

Comportamento biologico. Anche la HA di sintesi è altamente biocompatibile
(Jarcho, 1977) ed in grado di legarsi strettamente all’osso (fenomeno del bone
bridging) senza interposizione di tessuto fibroso e con un grado di
adesione insuperato da qualunque altro biomateriale, nel giro di pochi mesi.

L’interfacie HA-osso è stata studiata da
Yamaguchi (1995) dopo l’utilizzo di idrossiapatite in blocchi usata come
riempitivo. La massima formazione di osso intorno ai blocchi si ha dopo un
anno, e questi non vengono mai riassorbiti completamente, dimostrando buone
caratteristiche di stabilità e di biocompatibilità. La Glowacki (1988) ne
riconosce le ottime qualità di osteointegrazione ma ne mette in discussione le
qualità meccaniche nell ‘immediato post-operatorio.

Studi in vivo (Matsui, 1994) dimostrano
la buona incorporazione di HA in mandibole irradiate (cobaltoterapia),
incorporazione che migliora proporzionalmente all’intervallo di tempo
post-radioterapia.

Come per il TCP e la HA corallina anche
questo materiale, impiantato nei tessuti molli di animali da sperimento, non
provoca formazione eterotopica di osso. Le sue qualità non sono quindi
osteoinduttive ma esclusivamente osteoconduttive. L’HA funge da stampo per la
formazione di nuovo osso da parte del sito ricevente.

Impieghi. Le qualità osteoconduttive della HA sono state dimostrate
da più di 40 anni ed utilizzate sia in chirurgia parodontale che
maxillo-facciale: i risultati nella guarigione di piccole cavità sono inferiori
rispetto all’utilizzo degli innesti autologhi ma sicuramente migliori dei casi
in cui non viene utilizzato alcun riempitivo.

Nella chirurgia ricostruttiva
preprotesica della mandibola la HA nelle sue forme più dense e compatte
mantiene meglio dell’osso autologo l’altezza desiderata e può essere subito
messa sotto carico (Boyne, 1984; Guillemin, 1987).

In uno studio su 228 pazienti
sottoposti ad aumento verticale di cresta anche Kent (1986) riporta un miglior
comportamento della HA rispetto all’osso autologo, sebbene usando HA di tipo
granulare i risultati siano meno brillanti e la HA soggetta a dislocamento.

In un secondo lavoro del 1986 Kent
descrive i successi ottenuti trattando con HA piccoli difetti ossei facciali in
98 pazienti.

L’HA è stata utilizzata per il
rivestimento di impianti osteointegrati in titanio, in campo ortopedico e
odontoiatrico, con risultati discordanti.

Secondo alcuni AA tale trattamento
accelererebbe l’apposizione di osso (Shirota, 1991; Tisdel, 1994).

Studi effettuati da altri autori
dimostrerebbero la scarsa o nulla efficacia di questa metodica, ed in alcuni
casi addirittura effetti negativi sull’osteointegrazione (Gottlander, 1991).

In campo parodontale HA a lento
riassorbimento è utilizzata nei difetti perimplantari (Mangano, 1998)

L’HA è attualmente studiata per essere
sfruttata come carrier per le BMP (vedi capitolo 2).

Un composto particolare è l’Osprogel,
a base di HA, acqua, glicerolo e gelatina semi-sintetica di derivazione ossea
omologa. Pompili (1998) lo ha utilizzato in 8 casi di cranioplastica e ne
sostiene non solo le buone capacità osteoconduttive, ma addirittura
osteoinduttive (stimolo osteogenetico ed angiogenetico).

Altri nomi commerciali: OsteoGen

Commenti: vedi HA corallina.

Interessanti possibili impieghi per le
forme iniettabili addizionate a fosfato di Ca esaminate nel paragrafo del TCP (Bone
Source, Norian SRS e True Bone).

Presente e futuro delle ceramiche sintetiche

Considerate le buone qualità intrinseche
delle ceramiche finora utilizzate (HA e TCP), principalmente la buona
biocompatibilità e l’osteoconduttività, sono stati recentemente
proposti e utilizzati materiali sintetici con lo scopo di migliorarne
ulteriormente le caratteristiche.

Questi materiali sintetici, pur non
raggiungendo i risultati dell’osso autologo o dell’osso di banca, si pongono
come valide alternative in virtù dell’assenza dei rischi o dei problemi legati
ai materiali di origine biologica.

Attualmente non ci si accontenta più di
semplici riempitivi, e si cerca di rigenerare più che riparare. Per questo
motivo vengono progressivamente abbandonati i metalli, molte categorie di
polimeri come il metilmetacrilato ed i siliconi, in favore dei composti a base
di fosfato di Ca, come il TCP e la HA, e di nuovi biopolimeri, enfatizzandone
il ruolo di carriers e coniugandone così alle intrinseche qualità meccaniche ed
osteoconduttive l’azione induttiva dei fattori veicolati (Hollinger, 1996).

Nuovi materiali ceramici

Ransford (1998) ha valutato l’uso di una
ceramica sintetica porosa (Triosite) come sostituto osseo nella fusione
spinale posteriore per il trattamento della scoliosi idiopatica in 341
pazienti. 171 hanno ricevuto innesto autologo costale o di cresta, 170 blocchi
di Triosite. Nel primo gruppo l’autore riporta 14 casi di ritardata guarigione,
infezione o ematoma, contro i 3 casi del secondo. Considerando i postumi
(dolore persistente dopo 3 mesi nella sede del prelievo in 15 pazienti) legati
alla sede donatrice e la ottima biocompatibiltà (assenza di allergenicità)
della Triosite, questo materiale appare un sicuro ed efficace sostituto osseo
in questi pazienti. Istologicamente la Triosite si è dimostrata in grado di
guidare la neoformazione ossea ed è gradualmente incorporata dalla massa in
crescita.

Bertrand (1996) ha trattato nove
pazienti affetti da rinite atrofica riducendo il volume delle cavità nasali con
impianti di Triosite e colla di fibrina. Consiglia questa tecnica per la sua
semplicità, efficacia ed assenza di reazioni.

De Aza (1997) propone un materiale a
base di wollastonite e TCP che in vitro formerebbe cristalli di HA
morfologicamente molto simili a quelli dell’osso spugnoso; tale materiale
rientrerebbe nel gruppo delle ceramiche bioattive e in virtù della sua costituzione
binaria viene battezzato dall’autore come ceramica bioeutectica.

Nelson (1993) valuta positivamente i
risultati istologici ed istomorfometrici di una nuova bioceramica porosa a base
di polifosfati di Ca (CPB), che su modelli animali avrebbe portato ad
una maggior formazione di osso rispetto alle stesse sedi innestate con
autoinnesto (!): migliore vascolarizzazione e migliore cellularità.

Chapman (1997) ha messo ha confrontato
una ceramica fosfato-calcica bifasica con un autoinnesto iliaco nel trattamento
di fratture di ossa lunghe in 213 pazienti. Il tasso di unione e la ripresa
funzionale erano sovrapponibili nei due gruppi, così pure le complicanze,
eccetto per l’incidenza più elevata di infezioni nel gruppo dell’autoinnesto.
L’autore consiglia pertanto l’uso di questo biomateriale per riparare difetti
pos-traumatici delle ossa lunghe.

Suh (1995) ha sperimentato su ratti un
composto a base di carbonato-apatite e atelocollagene I in grado di
riassorbirsi rapidamente (6 settimane) e condurre alla formazione di nuovo
osso, fenomeni assenti invece negli animali-controllo impiantati con HA porosa.

Nakajima (1995) ha utilizzato in difetti
del basicranio di pazienti neoplastici un composto HA-TCP (Ceratite) per
separare le cavità paranasali dallo spazio epidurale; la superficie nasale del
blocco di Ceratite, lasciato esposto, si riepitelizza entro sei mesi.

Stupp (1993) ha recentemente testato in
vivo (cani) un nuovo biomateriale, battezzato organoapatite,
costituito da polimeri organici (poliaminoacidi) e cristalli di
apatite; discreti i risultati istomorfometrici.

CAP. 7

PARTE CLINICA: BIOMATERIALI
A CONFRONTO

NEL RIALZO DI SENO
MASCELLARE

Revisione
della letteratura

Esistono in letteratura diversi lavori
relativi alle tecniche utilizzate in chirurgia preprotesica; alcuni autori
propongono casistiche ragguardevoli, e ne abbiamo accennato nel capitolo
dedicato alle tecniche chirurgiche (cap. 3).

La stragrande maggioranza dei chirurghi
utilizza principamente innesti autologhi.

Ci sono motivi validi sia sul piano
medico-legale che su quello biologico per condividere questa scelta.

L’osso autologo rimane tuttora il
materiale di prima scelta nella chirurgia ossea, contiene tutti gli elementi
della matrice organica ed inorganica e conserva buona parte della componente
cellulare vitale. È perciò l’unico materiale a promuovere tutti e tre i
meccanismi di guarigione ossea: osteogenesi, osteoinduzione ed osteoconduzione,
precedentemente descritti.

Nello stesso capitolo (cap. 4) abbiamo
esaminato anche i principali difetti od inconvenienti legati all’uso degli
innesti autologhi, in particolare la quantità relativamente limitata di
materiale prelevabile e l’aumentato costo biologico (nonché economico).

È proprio questo il nostro punto di
partenza: esaminare quali biomateriali si avvicinino maggiormente al
comportamento dell’osso autologo, e se tra essi qualcuno ne raggiunga (o ne
superi) le qualità cliniche, biologiche o istologiche.

Concentrandoci principalmente
sull’aspetto clinico, biologico ed istologico dei diversi materiali, ci siamo
dovuti uniformare su una unica tecnica chirurgica: il rialzo di seno
mascellare.

Preliminarmente descriviamo alcuni lavori
in cui vengono confrontati i diversi materiali comunemente usati nel rialzo di
seno.

1) Chanavaz e Donazzan fanno un bilancio
statistico di 15 anni (1979-1994) di esperienza chirurgica in questo settore
presso la Clinique Implantaire de Rouen ed il Service de Stomatologie et
Chirurgie maxilllo-faciale du C. H. R. U. de Lille.

Sono stati sottoposti ad intervento di
rialzo di seno mascellare 249 pazienti di sesso femminile ed età media 49 anni,
e 154 pazienti maschi, con età media di 58 anni.

Il numero di innesti posizionati è di
665, 139 monolaterali e 263 bilaterali.

I materiali impiantati sono stati:

– osso autologo (OA): 68
casi (58 spongiosa di cresta iliaca, 4 di calvaria, 6 spongiosa iliaca più
sinfisi

mentoniera)

– associazione osso autologo + TCP in
rapporto percentuale 50/50 0 70/30 (matura più rapidamente): 91 casi

– osso demineralizzato: 60 casi

– associazione osso demineralizzato +
TCP: 59 casi

– osso irradiato: 60 casi

– associazione osso irradiato + TCP:
14 casi

– HA corallina o sintetica: 23
casi

– TCP: 4 casi

– polimeri e altri materiali: 9
casi

Il numero dei pazienti è
sufficientemente alto per permettere una valutazione statisticamente
significativa. I parametri utilizzati sono stati esclusivamente clinici:
successo o insuccesso chirurgico, qualità clinica dell’osso neoformato,
successo o insuccesso implantare.

L’osso autologo, da solo o
mescolato a TCP, resta indiscutibilmente il materiale di riferimento.
Clinicamente gli autori riferiscono una leggera superiorità del gruppo OA
70% e TCP 30%.

In complesso la % dei casi con pieno
successo immediato di questo gruppo di materiali è del 77, 35%.

L’osso irradiato raggiunge
risultati paragonabili a quelli dell’osso autologo, leggermente inferiori se
associato a TCP (70%-30%).

L’osso demineralizzato ottiene
una % inferiore di successo, e anch’esso non vede migliorare il suo
comportamento quando mescolato a TCP (70%-30%).

Ottimo il comportamento della HA
corallina.

materiale
ottimo risultato clinico                buon risultato clinico

osso autologo; osso autologo e TCP 77, 35%
12, 57%

osso demineralizzato; osso demin. e TCP 43, 69%                                    42, 85%

osso irradiato; osso irradiato e TCP 78, 37%
20, 27%

idrossiapatite
71, 42%                                    21, 42%

biomateriali sintetici 58,
33%                                    27, 77%

I limiti di questo studio sono insiti
nel breve periodo di follow-up e nella valutazione effettuata unicamente con
criteri clinici (anche se sono poi questi ad interessarci… ), senza indagini
istologiche od istomorfometriche.

Commento: emerge anche da questo lavoro una discordanza tra
ottimi presupposti biologici dell’osso demineralizzato e scarsi risultati
clinici, dato che ritroviamo confermato in letteratura e che riincontreremo
anche nel nostro studio. Probabilmente le qualità intrinseche di tale materiale
andrebbero utilizzate diversamente nella pratica clinica, cercando
l’associazione con materiali più stabili (vedi discorso sui carriers) e
studiandone attentamente i rapporti percentuali.

2) Lundgren (1996) pubblica i risultati
dell’analisi istomorfometrica relativa a 10 casi di sinus lift monolaterale con
innesto autologo dalla sinfisi mentoniera, constatando una buona maturazione
ossea a 12 mesi (biopsie effettuate contestualmente all’innesto, a 6 e a 12
mesi. Posizionamento impianti Branemark a 6 mesi dall’intervento).

3) Wheeler pubblica nel 1996 i risultati
di uno studio retrospettivo su 36 rialzi di seno effettuati utilizzando HA
porosa, da sola (I gr. ) o associata ad autoinnesto iliaco (II gr. ) o ad
autoinnesto intraorale (III gr).

L’analisi istomorfometrica effettuata su
campioni prelevati a 6 mesi dimostra risultati ottimi e sovrapponibili per i
primi due gruppi, inferiori per il terzo (rispettivamente 19%, 16, 38% e 11,
30% di “bone by volume”- parametro da noi non utilizzato).

4) Tong (1998) ha valutato la % di
sopravvivenza degli impianti posizionati nei diversi materiali impiegati per il
sinus lift (revisione della letteratura).

materiale usato % impianti
sopravv.       n° impianti sopravv. follow-up

o. autologo                                     90
484 in 130 pz.                      6-60
mesi

o. autologo
+ HA                           94                                          363
in 104 pz.                      18 mesi

o. deminer.
+ HA                          98                                          215
in 50 pz.                        7-60 mesi

HA
(idrossiapatite) 87                                           30
in 11 pz.                         18 mesi

I lavori esaminati sono 10 in tutto, ed
è difficile valutarli con lo stesso metro; è tuttavia evidente come l’uso di un
materiale osteoinduttivo associato ad un materiale osteoconduttivo (o.
demineralizzato + HA) permetta risultati confrontabili all’osso autologo, da solo
o associato a sua volta ad un materiale osteoconduttivo (HA).

Esperienza personale

Abbiamo confrontato diversi tipi di
innesti e biomateriali usando come “laboratorio”il seno mascellare.

In tutti i pazienti esaminati la tecnica
chirurgica è stata quella del rialzo di seno con conservazione della mucosa
sinusale, impiantando il materiale prescelto, ed andando a valutare a distanza
il risultato clinico, radiografico, istologico ed istomorfometrico.

I pazienti della nostra casistica sono
stati suddivisi in quattro gruppi.

1° gruppo: innesto autologo corticospongioso di cresta
iliaca

2° gruppo: biomateriale osteoconduttivo (2 pz. Bio-oss*,
4 pz. Tutoplast**, 2 pz. idrossiapatite, 1 pz. TCP)

3° gruppo: biomateriale osteoinduttivo (osso equino demineralizzato
prodotto dalla Banca Tessuti dell’Ospedale Niguarda Ca’ Granda)

4° gruppo: associazione biomateriale osteoconduttivo
(Tutoplast) + materiale osteoinduttivo (osso equino demineralizzato)

Sono stati effettuati prelievi nella
zona dell’innesto (o dell’impianto) dopo un lasso di tempo di 6 – 12 mesi; di
alcuni pazienti esiste il follow-up a 5 anni.

* Bio-oss: osso minerale bovino

** Tutoplast: osso minerale
omologo

Contemporaneamente al prelievo
effettuato nella zona dell’innesto, ne è stato fatto uno in una sede con osso
nativo (sempre nel mascellare superiore, omolateralmente o controlateralmente,
e quando è stato possibile), al fine di effettuare un confronto con l’osso
“normale” del paziente.

Per valutare il grado di incorporazione
dell’innesto ed il grado di maturazione dell’osso eventualmente formatosi, ci
si è attenuti a quattro parametri fondamentali: clinici, radiografici,
istologici ed istomorfometrici.

Parametri
radiologici

È stato effettuato un controllo Rx
mediante ortopantomografia sia preoperatoriamente che contestualmente al
prelievo dell’osso da esaminare. Il significato di questo esame è comunque
modesto, nel caso del nostro lavoro, perché limitato ad una grossolana
interpretazione della radiodensità dei settori in esame, senza apprezzabili
indicazioni qualitative e/o quantitative.

Tutti i biomateriali ad alto contenuto
di Ca (HA, osso bovino minerale, etc. ) sono risultati iperdensi anche a
distanza di 5 anni.

I valori radiologici più simili all’osso
nativo si sono riscontrati nell’osso equino demineralizzato e negli innesti
misti (2° e 4° gruppo).

Parametri
clinici

Durante la fase del prelievo osseo da sottoporre ad
esame istologico si valutano:

– volume osseo nel settore innestato

– consistenza ossea al prelievo

Contemporaneamente al prelievo osseo si procede al
posizionamento degli impianti endossei, nei casi in cui non sia stata
effettuata l’implantologia immediata.

Un ulteriore buon parametro clinico è quindi la stessa
stabilità primaria della fixture.

Parametri
istologici

Il prelievo osseo non decalcificato
viene incluso in resina e valutato al microscopio ottico nei seguenti aspetti:

– residui di biomateriale

– reazione fibrosa

– flogosi o reazione da corpo estraneo

– lacune osteocitarie abitate o meno da
osteociti. (abitate = osso vitale, disabitate = osso necrotico)

– grado di maturazione ossea

Parametri istomorfometrici

L’istomorfometria, o istologia
quantitativa, è lo studio dei parametri del rimodellamento osseo, utilizzato
per la valutazione delle malattie metaboliche dello scheletro (su biopsie da
cresta iliaca bicorticali).

In quanto tecnica di tipo quantitativo,
l’istomorfometria può trovare più vasta applicazione per “misurare”
anche la risposta dell’osso ai biomateriali impiantati nel corso della nostra
chirurgia.

Il prelievo bioptico viene incluso in
MMC (metilmetacrilato), non decalcificato, e preparato ad ottenere sezioni
istologiche che, una volta colorate, permettono di distinguere tra osso
mineralizzato (verde) ed osteoide (rosa).

– VTO (%). Volume trabecolare osseo.
Rappresenta la % dello spazio spongioso occupato da trabecole ossee. Valuta
cioè quanto osso è stato prodotto, minerale e non.

– SO (%). Superficie osteoide.
Rappresenta la % di superficie trabecolare totale coperta da tessuto osteoide.
Indica quanto è l’osso osteoide sul totale di VTO.

Può essere utile per valutare la
maturazione del tessuto osseo.

– STM (%). Superficie trabecolare
marcata. Rappresenta la % marcata
dalla teraciclina, che ha la caratteristica di depositarsi nei siti in via di
mineralizzazione (fronte di mineralizzazione). Dopo due somministrazioni orali
di tetracicline, a distanza di 12 gg. l’una dall’altra, valuto la distanza tra
le due “linee” di marcatura (v=s/t).

TABELLA N. 1

nome                           materiale           volume              consistenza      residui
biom.    reaz. c. e.           commenti

pz. 1                             auto
iliaco         ++                      ++                      no                      no

pz. 2                             auto
iliaco         ++                      ++                      no                      no

pz 3                              auto
iliaco         ++                      ++                      no                      no
seq necrotico

pz. 4                             Bio-oss
++                      ++                      sì, inerti             no

pz. 5                             Bio-oss
++                      ++                      sì, inerti             no
non integr.

pz. 6                             Ha
non riass     ++                      +                         sì, integrati       no

pz. 7                             T
C P                 +/-                      +                         no                      no
osteoinduz.

pz. 8                             Tutoplast
++                      +                         sì                        no

pz. 9                             Tutoplast
++                      ++                      sì                        no

pz. 10                           Tutoplast          +                         ++                      no                      no

pz. 11                           Tutoplast
++                      ++                      sì                        no

pz. 12                           Tutoplast
++                      +                         sì, integrati       no

pz. 13                           Eq.
deminer.     ++                      +/-                      sì                        no

pz. 14                           Eq.
deminer.     ++                      +                         sì                        no

pz. 15                           Eq.
deminer.     +                         +                         sì, integrati       no

pz. 16                           Equino+Tut.
+++                    ++                      sì                        no

pz. 17                           Equino+Tut.
+/-; riassorb.    +/-                      sì                        sì,
cronica      cell. giganti

pz. 18                           Equino+Tut.
++                      +/-

pz. 19                           Equino+Tut.
++                      +                         sì                        no                      osteoinduz.

pz. 20                           Equino+Tut.
++                      ++                      sì                                                   coagulo
em.

TABELLA N. 2

nome                           materiale
fibrosi                lac. osteocit.     maturazione      VTO nativo
VTO innesto

pz. 1                             auto
iliaco         no                      +++                    ++                      70%
50%

pz. 2                             auto
iliaco         no                      ++                      +++                    80%                   60%

pz. 3                             auto
iliaco         no                      +, tess. necr.     ++                                                 45%

pz. 4                             Bio-oss
no                      +                         +++                                               36%

pz. 5                             Bio-oss
no                      +                         ++                                                 45%

pz. 6                             HA
non riass   no                      +                         ++                                                 60%

pz. 7                             TCP
no                      +                         ++                                                 60%

pz. 8                             Tutoplast
no                      +                         +                                                    25%;
41, 3%

pz. 9                             Tutoplast
no                      +                         ++                                                 30,
6%

pz. 10                           Tutoplast
sì                        +                         +                                                    42%

pz. 11                           Tutoplast
no                      +                         +                                                    30%

pz. 12                           Tutoplast
no                      ++                      +                                                    46,
4%

pz. 13                           Eq.
deminer.     no                      +                         +                                                    34,
4%

pz. 14                           Eq.
deminer.     no                      +++                    ++                                                 48%

pz. 15                           Eq.
deminer.     sì                        ++                      +                         80%
30, 6%

pz. 16                           Equino+Tut.
no                      +++                    +++                    76%                   50%

pz. 17                           Equino+Tut.
sì                        +                         +                         80%
30%

pz. 18                           Equino+Tut.
no                      ++                      ++                                                 45%

pz. 19                           Equino+Tut.
no                      +                                                    51%
34, 4%

pz. 20                           Equino+Tut.
no                      +                         ++                                                 42%

Discussione

Le tecniche chirurgiche ricostruttive
del mascellare superiore atrofico si sono dimostrate affidabili nel tempo.

Le sequele che il prelievo osseo
intraorale o, maggiormente, extraorale, può comportare, aumentano il disagio
dei pazienti e possono portare ad un allungamento dei tempi di ricovero; ciò ha
portato negli anni ad una frenetica ricerca di un sostituto osseo
“ideale”.

Dopo gli entusiasmi iniziali sui diversi
tipi di biomateriali, si associano oggi voci critiche sulle loro reali
possibilità di utilizzo quali materiali alternativi all’osso autologo nella
chirurgia degli aumenti di volume osseo.

Infatti, se da un lato i risultati
clinici a medio termine sono buoni, non altrettanto lo è l’istologia prodotta,
tanto da far dubitare in molti casi se il sostegno meccanico ai nostri impianti
non provenga solamente dall’osso mascellare residuo, e non dal tessuto
rigenerato, solo volumetricamente attivo.

Di questo parere è anche Rangert,
ingegnere meccanico dell’Università di Goteborg che si occupa di biomeccanica
implantare e collabora col gruppo di Branemark, che a precise domande in merito
ha recentemente sostenuto che, a suo parere, la maggior parte dei biomateriali
funzioni principalmente da riempitivo, soprattutto a breve termine, e non possa
assicurare nè quella stabilità meccanica nè quel turn-over osseo che solo un
autonnesto corticospongioso è in grado di assicurare, soprattutto a breve
termine.

Nella mia esposizione ho affrontato il
problema dei biomateriali di sostituzione ossea esaminando i vari innesti sotto
il profilo clinico, istologico ed istomorfometrico, ed ho riferito della
sperimentazione in corso su un biomateriale osteoinduttivo (osso equino
demineralizzato) prodotto dai nostri colleghi del Centro di Riferimento
Regionale per la coltura di Epidermide in vitro e Banca Tessuti dell’Ospedale
Niguarda Ca’ Granda.

Clinica. Nella nostra esperienza, cosi come in letteratura, i
biomateriali sono clinicamente sovrapponibili all’osso autologo a patto che
vengano impiegati in ricostruzioni di media entità (classe B di Jensen).

Istologia. Da questo punto di vista nessun biomateriale
è sovrapponibile all’osso nativo, a parte naturalmente l’osso autologo.

Il miglior risultato istologico si
ottiene con materiale osteogenetico (prelievo autologo corticospongioso di
cresta iliaca), eventualmente unito ad osso di banca umano minerale (abbiamo
utilizzato il Tutoplast) nella percentuale 50/50. Questa ultima
associazione, nata con lo scopo non solo di aumentare la quantità totale del
materiale, ma anche e soprattutto di diminuirne il riassorbimento, è quella
attualmente in uso nel nostro reparto.

Riferiamo di tre casi trattati con
semplice autoinnesto, mentre non abbiamo ancora le istologie dei pz. trattati
con associazione innesto autologo + Tutoplast.

Nella nostra casistica si avvicina al
risultato dell’osso autologo l’associazione osso di banca umano minerale (Tutoplast)
+ osso equino demineralizzato (50%-50%), dimostrando un ottimo effetto
osteoinduttivo del materiale prodotto dal nostro laboratorio (privo di rischi e
a basso costo). Riportiamo i risultati di 5 pazienti trattati con questa
associazione, da considerarsi ancor più promettenti di quanto a prima vista non
appaiano, in virtù del loro ben più breve follow-up (mediamente i carotaggi
sono stati effettuati a 6-10 mesi).

L’istologia dei biomateriali esaminati
dimostra inoltre come tanto maggiore è il volume dell’innesto mantenuto a
distanza,  tanto maggiori sono i residui non riassorbiti, ben visibili anche
dopo 5 anni.

In questa ottica tutti i materiali
prevalentemente minerali (Tutoplast, Bio-oss, HA e TCP, per un
totale di 9 pz. trattati) dimostrano, quando usati da soli, un quadro
sovrapponibile.

Appena discreta la valutazione dell’osso
equino demineralizzato usato da solo (o meglio col solo Tissucol– 3
casi).

Istomorfometria. La valutazione istomorfometrica sui prelievi
effettuati dimostra una buona maturazione negli innesti misti autologo + Tutoplast
già a 8-10 mesi, cosa non riscontrabile negli altri biomateriali.

Nelle sedi impiantate con il solo Tutoplast,
per esempio, anche a distanza di 5 anni vi sono segni di continuo
rimaneggiamento con ossificazione disordinata, indice di instabilità
strutturale.

Discorso identico si può fare, sempre a
5 anni, per il TCP, che oltretutto ha l’incognita di un profilo di
riassorbimento imprevedibile.

Tale immaturità ossea, accompagnata
dalla non perfetta vitalità dell’osso rigenerato dai biomateriali (dimostrata
anch’essa dall’istologia e dall’istomorfometria), renderebbe scadente
l’osteointegrazione, come conferma la letteratura da Branemark in poi.

Va fatta una eccezione per tutti i
materiali con spiccate caratteristiche osteoinduttive, quali l’osso
demineralizzato di cavallo da noi sperimentato, ricchi di BMP ed altri fattori
locali di crescita, sui quali è stata recentemente spostata l’attenzione.

Possiamo affermare che l’osteoinduzione
è un fenomeno da ricercarsi non solo per il conseguimento di un buon risulato
istologico, ma anche per il raggiungimento di una precoce, corretta e
soprattutto stabile nel tempo maturazione dell’innesto.

Il fatto che tale risultato (nei casi
con corretta indicazione – classi B e C di Jensen) sia ottenibile non solo con
osso di banca umano minerale + osso autologo (50%-50%) ma anche con osso di
banca umano minerale + osso equino demineralizzato (50%-50%) conferma la
validità della metodica proposta, e proponibile estensivamente, qualora la
legislazione rendesse meno problematico l’utilizzo per ora sperimentale di
tutti questi sostituti “proteici”.

Il parziale insuccesso del solo osso
equino demineralizzato (associato a tissucol) è l’ennesima dimostrazione
clinica che una efficace riparazione ossea necessita non solo della presenza
delle BMP e degli altri fattori locali di crescita e osteoinduttivi, ma
anche e soprattutto di una buona impalcatura osteoconduttiva. Gli stessi produttori
riferiscono in un recente lavoro (Donati e coll., 1997) un parziale insuccesso
con questo sostituto, e lo spiegano con un difetto di produzione
(demineralizzazione solo parziale) e con un errore di utilizzo (analogo al
nostro: associazione con colla di fibrina).

Conclusioni

Non esiste alcun dubbio che l’osso
autologo rimanga il materiale di prima scelta nella chirurgia ossea per
ottenere risultati duraturi nel tempo.

L’osso minerale di banca conferma i
risultati più simili all’osso autologo, ma il suo profilo di riassorbimento
interferisce con la formazione (lenta) e con la maturazione (non completa) di
nuovo osso.

L’utilizzo di questo materiale in grossi
volumi è attualmente da escludersi, a meno che venga associato ad osso autologo
o a materiale osteoinduttivo.

In attesa quindi delle BMP in regolare
commercio (ma occorrerà ancora un po’ di tempo per risolvere alcuni problemi,
come quelli relativi alla scelta di un appropriato carrier, o sistema di
rilascio), i risultati ottenuti con l’osso minerale omologo miscelato al
materiale osteoinduttivo del nostro laboratorio (osso equino demineralizzato)
ci sembrano incoraggianti, dimostrando aumentata rivascolarizzazione, diminuito
tempo di guarigione dell’innesto ed assenza di rischio da materiale proteico
umano o bovino.

Abbiamo solo 12 mesi di follow-up su
tale materiale, ma la qualità istologica ed istomorfometrica dell’osso
neoformato e la scarsità delle complicanze ci stimolano ad aumentare la
casistica e a proporre l’utilizzo anche in volumi più grandi.

Qualora i parametri volumetrici fossero
rispettati nel lungo termine, il risultato si tradurrebbe nella
eliminazione della morbidità operatoria derivata dal prelievo
osseo, con un intervento biologicamente meno costoso e con grande
sollievo di un numero sempre maggiore di pazienti.

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