Implantes de magnesio biodegradables

El módulo elástico de las aleaciones de magnesio (41–45 GPa) se sitúa entre el del hueso cortical (10–30 GPa) y el del hueso esponjoso (~0,1–5 GPa), lo que representa una compatibilidad mecánica sustancialmente mejor que la del titanio o el acero. ^{[ 3 ] [ 9 ]} Esto reduce el efecto de protección contra el estrés, en el que un implante mucho más rígido soporta una parte desproporcionada de la carga, privando al hueso adyacente de la estimulación mecanobiológica necesaria para la remodelación.

La densidad del magnesio (~1,74 g/cm³) es cercana a la del hueso cortical (~1,75–2,0 g/cm³), lo que confiere a los implantes una alta relación resistencia-peso (tracción: ~158 kN·m/kg) y, en contextos ortopédicos, reduce la inercia relacionada con el implante durante la actividad del paciente. ^{[ 9 ]} Las resistencias a la tracción y a la compresión de las aleaciones procesadas son generalmente adecuadas para la fijación temporal de reparto de carga (típicamente 150–300 MPa dependiendo de la composición y la ruta de procesamiento), aunque las aplicaciones de soporte de carga, como la fijación femoral y la instrumentación espinal, siguen siendo un desafío debido a la dificultad de lograr de forma fiable resistencias de fluencia superiores a 200 MPa en todas las geometrías del producto. ^{[ 10 ]}

Aproximadamente la mitad del magnesio total del cuerpo reside en los huesos, y los iones Mg²⁺ participan en cientos de reacciones enzimáticas. Los principales productos de degradación —los iones Mg²⁺ y el hidróxido de magnesio— no son intrínsecamente citotóxicos y se excretan a través de los riñones. Los estudios clínicos han demostrado, en general, que las concentraciones séricas de magnesio y calcio no se ven alteradas significativamente por la presencia de implantes de magnesio degradables. ^{[ 11 ]}

Más allá de la biocompatibilidad pasiva, los iones Mg²⁺ liberados durante la degradación promueven la formación de hueso nuevo mediante la estimulación de la diferenciación y migración de osteoblastos, fomentan la angiogénesis en el hueso en regeneración y ejercen efectos inmunomoduladores a través de la polarización de macrófagos hacia un fenotipo pro-cicatrización (M2). ^{[ 4 ]} Un estudio de 2024 en Nature Biomedical Engineering informó que los iones Mg²⁺ de tornillos reabsorbibles aumentaron la expresión de osteocalcina en células madre mesenquimales humanas en 3,2 veces, acelerando la maduración del callo en fracturas femorales de ratas. ^{[ 12 ]} Estas propiedades osteoestimuladoras son una ventaja distintiva sobre los implantes metálicos permanentes biológicamente inertes.

En el entorno rico en cloruro de los fluidos fisiológicos, el magnesio se degrada electroquímicamente. La reacción global predominante es:

Mg + 2H₂O → Mg(OH)₂ + H₂↑

La película de hidróxido de magnesio (brucita) que se forma en la superficie es parcialmente protectora, pero susceptible a la disolución por iones cloruro, que la convierten en MgCl₂, más soluble. Esto se acompaña de la liberación local de hidrógeno gaseoso . El magnesio puro sin recubrimiento se degrada a una velocidad aproximada de 2–4 mm/año en fluido corporal simulado, lo cual es demasiado rápido para la mayoría de las aplicaciones clínicas. La tasa de degradación está influenciada por la composición de la aleación, la microestructura , la distribución de la segunda fase, el estado de la superficie, el pH local, la adsorción de proteínas y las concentraciones iónicas en el medio fisiológico circundante. ^{[ 13 ]}

El magnesio de alta pureza (HP-Mg, ≥99,9 %) ha sido investigado y aplicado clínicamente debido a que la ausencia de elementos de aleación minimiza las preocupaciones sobre la citotoxicidad. El HP-Mg presenta una corrosión relativamente uniforme, e Ian Technology (China) recibió la certificación CE en 2020 para un tornillo de fijación ósea de HP-Mg. Sus principales limitaciones son una resistencia mecánica modesta y una tasa de degradación relativamente rápida que es difícil de controlar sin aleación. ^{[ 5 ]}

Las aleaciones de la serie AZ (p. ej., AZ31, AZ61, AZ91D) fueron de las primeras en investigarse debido a sus propiedades mecánicas bien establecidas a temperatura ambiente y su familiaridad industrial. El aluminio tiene la mayor solubilidad sólida en magnesio (~12,7 % en peso), lo que permite el fortalecimiento por solución sólida y la precipitación de la fase β-Mg₁₇Al₁₂. Sin embargo, las preocupaciones sobre la posible citotoxicidad y neurotoxicidad de los iones de aluminio que se acumulan localmente cerca del implante han limitado sustancialmente el entusiasmo clínico por esta serie en aplicaciones biodegradables a largo plazo. ^{[ 14 ]} Un trabajo más reciente sobre el andamio Biotronik Freesolve™ de tercera generación ha revelado que la especiación y la movilización sistémica del aluminio de las aleaciones de Mg-Al están dictadas críticamente por el diseño microestructural, y las aleaciones en su punto máximo de envejecimiento favorecen la liberación localizada de partículas sobre la exposición iónica sistémica. ^{[ 15 ]}

El calcio es un elemento esencial en el cuerpo humano y el principal componente mineral del hueso, lo que hace que las aleaciones de Mg-Ca sean conceptualmente atractivas para la compatibilidad fisiológica. El calcio refina la estructura del grano y promueve la formación de intermetálicos de Mg₂Ca resistentes a la corrosión. Las propiedades mecánicas y la resistencia a la corrosión son óptimas cuando el contenido de calcio se mantiene por debajo del 1 % en peso; a niveles más altos, la fracción volumétrica de la fase catódica de Mg₂Ca aumenta, acelerando la corrosión galvánica . ^{[ 14 ]} Durante la degradación in vivo, se forman precipitados de fosfato de calcio que promueven la mineralización ósea. Las aleaciones binarias de Mg-Ca fueron de los primeros sistemas candidatos verdaderamente biocompatibles estudiados y constituyen la base conceptual de muchas composiciones ternarias. ^{[ 16 ]}

El zinc es un oligoelemento esencial que interviene en la formación ósea y la función enzimática. La adición de Zn al magnesio aumenta la resistencia a la fluencia (mediante endurecimiento por solución sólida y precipitación) y reduce la tasa de corrosión al formar películas superficiales protectoras; las aleaciones de Mg-Zn presentan una alta biocompatibilidad y se consideran entre los sistemas a base de Mg más seguros desde el punto de vista clínico. La elongación máxima (~15,8 %) se alcanza típicamente con concentraciones de Zn de hasta aproximadamente 4-6 % en peso. ^{[ 14 ]} Las aleaciones de Mg-Zn se han evaluado para tornillos de interferencia y clavos de fijación de fracturas, y esta clase constituye la base binaria de la familia ternaria Mg-Zn-Ca, ampliamente estudiada.

Las aleaciones ternarias de Mg–Ca–Zn han atraído un considerable interés de investigación, ya que combinan la compatibilidad fisiológica del calcio y el zinc sin aluminio ni elementos de tierras raras. Los estudios microestructurales muestran la formación de compuestos intermetálicos Mg₂Ca y Mg₆Ca₂Zn. ^{[ 16 ]} Los estudios de citotoxicidad in vitro han demostrado una viabilidad celular del 95–99% para composiciones en el rango de 0,5–1 % en peso de Ca y 1–4 % en peso de Zn, estableciendo que son adecuadas para uso biomédico. Se considera que las composiciones óptimas para el equilibrio de resistencia a la corrosión y resistencia mecánica se encuentran en el rango de 0,3–0,8 % en peso de Ca y 0,5–4 % en peso de Zn. ^{[ 16 ]} Se han diseñado específicamente composiciones diluidas como Mg–0,6Zn–0,5Ca (ZX00) y ZXM100 para aplicaciones cardiovasculares y ortopédicas reabsorbibles; ZX00 demostró una viabilidad de fibroblastos significativamente mayor que WE43 in vitro, y se degradó a través de mecanismos de corrosión uniformes en lugar de localizados, manteniendo una ductilidad superior después de cinco meses de implantación in vivo. ^{[ 15 ]}

La caracterización microestructural detallada de la aleación Mg–0,45Zn–0,45Ca en condiciones de tratamiento térmico y procesamiento termomecánico ha demostrado que la ruta de procesamiento influye significativamente en el tamaño de grano, la distribución de la segunda fase y el comportamiento frente a la corrosión, lo que subraya la importancia del postprocesamiento para lograr tasas de degradación y propiedades mecánicas clínicamente adecuadas. ^{[ 17 ]}

Clínicamente, el tornillo K-MET® (K-MET Co., Ltd., República de Corea), aprobado por la FDA coreana en 2015, se basa en un sistema Mg–Ca–Zn (nominalmente Mg–5Ca–1Zn) y logró una degradación completa a los 6–18 meses en el seguimiento clínico. ^{[ 5 ]} Bioretec Oy (Finlandia) ha desarrollado la aleación patentada Mg–Zn–Ca relacionada con ZXM100 que sustenta la línea de productos RemeOs™, la cual ha recibido tanto la aprobación de la FDA de EE. UU. (2023) como la marca CE (2025). ^{[ 6 ]}

Las aleaciones que incorporan itrio, neodimio, gadolinio, circonio y elementos de tierras raras relacionados combinan una microestructura refinada con una mayor resistencia a altas temperaturas y a la corrosión. La aleación WE43 (nominalmente Mg–3,8Y–2,2Nd–0,49Gd–0,23Zr, % en peso) es la aleación de Mg–RE biomédica más estudiada. Contiene fases intermetálicas secundarias Mg₄₁Nd₅, Mg₁₂Nd, Mg₂₄Y₅ y Mg₅Gd distribuidas dentro de los granos y en los límites de grano, que proporcionan un refinamiento microestructural pero también introducen heterogeneidad microgalvánica que puede acelerar la corrosión localizada y el agrietamiento por corrosión bajo tensión. ^{[ 3 ]} La WE43 constituye la base metalúrgica de dispositivos de uso clínico, como el tornillo MAGNEZIX® (Syntellix AG) y el andamio coronario Magmaris® (Biotronik). ^{[ 3 ] [ 5 ]}

Sin embargo, las aleaciones de RE se enfrentan a un escrutinio cada vez mayor debido a la evidencia de que los elementos de tierras raras pueden acumularse dentro de los órganos de los mamíferos. Un estudio longitudinal encontró aumentos de 10 a 20 veces en las concentraciones de RE en órganos de conejos después de la implantación de LAE442 en comparación con los controles, y se ha observado que los subproductos de degradación de WE43 persisten como residuos no degradables en los sitios de implantación años después de que el dispositivo se haya reabsorbido por completo. ^{[ 18 ]} Estos hallazgos han motivado el desarrollo de sistemas de aleación libres de RE, incluidas las aleaciones cuaternarias Mg–Zn–Ca, Mg–Mn–Zn y Mg–Zn–Ca–Sn, como alternativas más seguras a largo plazo.

El estroncio comparte propiedades químicas con el calcio y el magnesio, y casi todo el estroncio del cuerpo se almacena en los huesos. Las adiciones de estroncio a las aleaciones de Mg refinan los granos, mejoran la resistencia a la corrosión mediante la modificación de la distribución de la fase secundaria y promueven la actividad osteogénica a través de los efectos farmacológicos establecidos del estroncio en la formación ósea. Se han evaluado aleaciones de Mg-Sr y sistemas multicomponentes de Mg-Zn-Sr y Mg-Zn-Zr-Sr para la fijación de fracturas, y se encontró que el Mg-0,5Sr se degradaba a una velocidad menor que las aleaciones más complejas en algunas comparaciones in vivo. ^{[ 14 ]}

El manganeso es un oligoelemento que promueve la formación de una película de óxido protectora que inhibe la infiltración de iones cloruro. Las aleaciones de Mg-Mn y las composiciones que contienen adiciones de Mn (por ejemplo, Mg-2Zn-1Mn, Mg-Mn-Zn) han despertado interés porque logran tasas de degradación sustancialmente reducidas y más predecibles. Se ha informado que el Mg-2Zn-1Mn logra una degradación estable de aproximadamente 0,36 mm/año en fluido corporal simulado, lo que representa una mejora de 100 a 1000 veces con respecto al magnesio histórico sin modificar; se eliminó la variabilidad de diez veces observada previamente con aleaciones menos optimizadas. ^{[ 10 ]} Sin embargo, las preocupaciones sobre la neurotoxicidad y la ototoxicidad del manganeso deben manejarse mediante límites de composición apropiados. ^{[ 14 ]}

El zirconio es eficaz para refinar la estructura de grano del Mg y mejorar la resistencia a la corrosión mediante la modificación de los límites de grano. El zirconio no puede coalearse con aluminio o manganeso porque estos elementos forman compuestos estables con el Zr, consumiéndolo de la matriz. Por lo tanto, las aleaciones de Mg-Zr libres de Al y Mn, incluido el sistema Mg-Y-RE-Zr (es decir, WE43), representan la principal vía para obtener aleaciones biomédicas que contienen Zr. También se utilizan microadiciones de Zr (por debajo de ~0,5 % en peso) en los diseños cuaternarios emergentes de Mg-Zn-Ca-Zr destinados a combinar la seguridad biológica con propiedades mecánicas competitivas. ^{[ 19 ]}

La adición de plata confiere propiedades antibacterianas a las aleaciones de magnesio, debido a la liberación de iones Ag⁺ durante la degradación. Se han estudiado las aleaciones de Mg-Ag para la prevención de infecciones asociadas a implantes, donde el riesgo de osteomielitis posquirúrgica sigue siendo significativo. La citotoxicidad de la plata en concentraciones elevadas debe controlarse cuidadosamente, y esta clase de aleaciones aún no se utiliza ampliamente en la práctica clínica. ^{[ 14 ]}

El tratamiento térmico de solución seguido de envejecimiento disuelve las fases intermetálicas gruesas de la fundición, homogeneiza la matriz y permite la reprecipitación controlada de fases secundarias finas y dispersas durante el envejecimiento. Esto mejora tanto las propiedades mecánicas como la resistencia a la corrosión al reducir la heterogeneidad microgalvánica asociada con los precipitados gruesos en los límites de grano. En WE43, se ha demostrado que el tratamiento T6 mejora sinérgicamente la resistencia, la resistencia a la corrosión y la resistencia a la corrosión bajo tensión simultáneamente. ^{[ 20 ]} Para aleaciones diluidas de Mg-Zn-Ca, tanto el tratamiento térmico de solución como el envejecimiento alteran el tamaño de grano, la distribución intermetálica y la morfología de la corrosión de maneras que son altamente sensibles al intervalo específico de temperatura y tiempo aplicado. ^{[ 17 ]}

La extrusión, el laminado y el forjado refinan la estructura del grano mediante la recristalización dinámica y la acumulación de dislocaciones, mejorando sustancialmente las propiedades mecánicas más allá de las que se pueden lograr solo con la fundición y el tratamiento térmico. Las rutas de procesamiento termomecánico combinadas aplicadas a Mg–0,45Zn–0,45Ca dieron como resultado características microestructurales y características de corrosión modificadas en comparación con el material tratado solo térmicamente, lo que demuestra el fuerte acoplamiento entre el historial de deformación y el comportamiento de degradación in vitro en aleaciones diluidas. ^{[ 17 ]}

Técnicas como el prensado angular de canal igual (ECAP), la torsión a alta presión (HPT) y el procesamiento por fricción-agitación producen estructuras de grano submicrométricas o nanocristalinas que pueden aumentar significativamente la resistencia y, potencialmente, mejorar la uniformidad de la corrosión. La aplicación de HPT a Mg–0,2Zn–0,5Ca, seguida de un tratamiento térmico, alcanzó una dureza superior a 110 HV y una resistencia a la tracción superior a 300 MPa, valores que se aproximan a los requeridos para aplicaciones ortopédicas de alta carga. La fabricación aditiva por fusión de lecho de polvo láser (LPBF) puede producir estructuras de grano de 1–3 μm, lo que ofrece nuevas posibilidades para geometrías de implantes específicas para cada paciente. ^{[ 10 ]}

Los tornillos, clavos, varillas, grapas y placas fabricados con aleaciones de magnesio biodegradables se utilizan para estabilizar las fracturas óseas durante la curación. Entre las indicaciones ya en uso clínico se incluyen la corrección del hallux valgus, pequeñas fracturas de la mano, la muñeca, el pie y el tobillo, fracturas del radio distal y la fijación de fragmentos osteocondrales. Dado que el dispositivo se reabsorbe una vez completada su función mecánica, se evita la cirugía de extracción del material de osteosíntesis, frecuente con la fijación metálica permanente, especialmente en niños y en zonas anatómicas propensas a síntomas relacionados con el implante. ^{[ 11 ]}

La naturaleza bioabsorbible de los implantes de magnesio es particularmente valiosa en niños, donde los implantes metálicos permanentes pueden interferir con el crecimiento esquelético y requieren su extracción obligatoria. El RemeOs™ DrillPin de Bioretec ha recibido la designación de Dispositivo Innovador por la FDA para la fijación de fragmentos óseos en pacientes pediátricos (≥2 años de edad) con placas de crecimiento abiertas, incluidas las indicaciones transfisarias. ^{[ 21 ]}

La jaula intervertebral espinal RemeOs™ de Bioretec, un dispositivo compuesto híbrido compatible con resonancia magnética basado en la aleación de magnesio patentada de la compañía (patente estadounidense US11969519B1), ha recibido la designación de Dispositivo Innovador por la FDA para la fusión intervertebral en la columna cervical. Esto representa el primer dispositivo metálico reabsorbible en desarrollo para la fusión espinal, un campo que anteriormente estaba dominado por jaulas permanentes de titanio y alternativas reabsorbibles a base de polímeros. ^{[ 22 ]}

Se han evaluado los tornillos de interferencia de magnesio para la reconstrucción del ligamento cruzado anterior (LCA), ya que fijan los injertos tendinosos en los túneles óseos mientras se integran. Un tornillo metálico reabsorbible evita las preocupaciones sobre el pinzamiento del material de osteosíntesis a largo plazo o el ensanchamiento del túnel que se presentan con algunos tornillos biorreabsorbibles a base de polímeros.

Los andamios biorreabsorbibles a base de magnesio (BRS) se han desarrollado como alternativas a los stents coronarios permanentes , proporcionando soporte mecánico temporal mientras el vaso se cura antes de degradarse por completo. Biotronik AG progresó a través de múltiples generaciones de dispositivos: el primer stent metálico absorbible (AMS-1) se degradó en cuestión de meses; los dispositivos posteriores DREAMS 1G y DREAMS 2G (comercialmente Magmaris®, CE 2016) incorporaron la liberación de fármacos paclitaxel y sirolimus, respectivamente, para tratar la reestenosis. El dispositivo de tercera generación DREAMS 3G (comercialmente Freesolve™, CE 2024), ahora comercializado por Teleflex tras la adquisición de la división de intervención vascular de Biotronik (julio de 2025), utiliza una novedosa aleación patentada BIOmag® y demostró una tasa de fallo de la lesión de aproximadamente el 5 % y una trombosis del andamio prácticamente nula en el seguimiento a cinco años en el ensayo BIOMAG-I. ^{[ 23 ]}

El desafío de ingeniería más importante es ajustar la tasa de degradación al tiempo de curación ósea. El magnesio sin modificar se corroe demasiado rápido (2–4 mm/año en SBF) para mantener de forma fiable la integridad mecánica durante todo el período de curación, que suele ser de 6 a 18 semanas para fracturas pequeñas y más prolongado para aplicaciones complejas o espinales. Una degradación excesivamente lenta retrasa la recuperación tisular y puede aumentar el riesgo de complicaciones tardías relacionadas con el implante. El perfil de degradación deseado depende de la aleación y la geometría, y lograrlo de forma consistente en pacientes con diferentes características fisiológicas, edades y estados de salud es un desafío de diseño fundamental. ^{[ 9 ]}

La corrosión en medios fisiológicos se produce tanto por disolución general como por ataque localizado en pares galvánicos formados entre la matriz de Mg y las fases intermetálicas catódicas. La gravedad de la corrosión localizada depende en gran medida de la composición, el tamaño, la distribución y la conectividad de las fases secundarias, que a su vez están determinadas por la composición de la aleación y el historial de procesamiento. ^{[ 3 ]}

La fisuración por corrosión bajo tensión (SCC) es un modo de fallo en el que la acción combinada de una tensión de tracción sostenida y un entorno corrosivo inicia y propaga fisuras a niveles de tensión muy inferiores al límite elástico del material . En los fluidos corporales, los iones cloruro desestabilizan la película de óxido superficial, promueven la formación de picaduras y, cuando se aplica simultáneamente una tensión de tracción, como en la fijación de carga, pueden causar una pérdida repentina y prematura de la integridad mecánica durante el período de curación. ^{[ 3 ] [ 24 ]}

La evaluación convencional de la corrosión bajo tensión (CBT) se ha basado en ensayos de velocidad de deformación lenta (VDL) o ensayos de tracción a velocidad de extensión constante (ERTC), que producen índices de susceptibilidad comparativos (retención de resistencia I _UTS , retención de ductilidad I _ε y tiempo hasta la falla) en especímenes de calibre uniforme. Estas métricas dependen del protocolo y no proporcionan un umbral de tensión local cuantitativo directamente aplicable al diseño de implantes. Los índices basados ​​en la resistencia tienden a permanecer insensibles hasta etapas avanzadas del daño, mientras que los índices basados ​​en la elongación reflejan el agrietamiento localizado en etapas tempranas con mayor sensibilidad. ^{[ 3 ]}

Un enfoque más relevante para el diseño utiliza probetas de tracción planas cónicas (FTT), en las que una sección transversal que varía continuamente genera un gradiente de tensión local bajo una única carga aplicada. Después de la prueba CERT en fluido corporal simulado (SBF), la microscopía electrónica de barrido mapea la última grieta de SCC observable a lo largo de la longitud de referencia, y su posición se convierte en una tensión crítica local. La extrapolación de los umbrales de tensión medidos a múltiples velocidades de deformación hasta el límite cuasiestático produce un umbral de SCC σ₀ independiente de la velocidad de deformación. Aplicada a WE43 en SBF a 37 °C, esta metodología FTT-CERT produjo σ₀ ≈ 178 MPa (intervalo de confianza del 95 % 168–188 MPa), validado por una prueba de carga constante de 72 horas al 90 % de este valor que no produjo grietas detectables. ^{[ 3 ]} La morfología de grietas mixtas transgranulares e intergranulares observada en WE43 es consistente con el agrietamiento asistido por hidrógeno y la disolución anódica localizada a lo largo de las interfaces intermetálicas-matriz de tierras raras. ^{[ 3 ]}

La corrosión del magnesio genera hidrógeno gaseoso como subproducto estequiométrico (un mol de H₂ por mol de Mg disuelto). In vivo, este se acumula como huecos de gas periimplantarios observables mediante radiografía o tomografía computarizada , y ocasionalmente como bolsas de gas subcutáneas. Las tasas de generación de hidrógeno son proporcionales a la tasa de corrosión general. Las composiciones de aleación avanzadas como Mg–2Zn–1Mn han reducido sustancialmente la evolución de gas en comparación con las aleaciones anteriores, y los recubrimientos superficiales mitigan aún más la corrosión inicial por estallido. ^{[ 10 ]} En la mayoría de las series clínicas publicadas, la acumulación de gas se ha resuelto sin consecuencias clínicas significativas, pero sigue siendo una preocupación para implantes de gran superficie o superficies de corrosión rápida.

Un hallazgo radiológico característico en torno a los implantes de magnesio degradados es la aparición de zonas radiolúcidas —áreas más oscuras en el hueso que rodea el implante— atribuibles a una combinación de acumulación localizada de gas, cavidades de reabsorción y remodelación ósea. Estas zonas se observan de forma constante en el seguimiento clínico, pero disminuyen con el tiempo y, por lo general, ya no son detectables a los 12 meses. ^{[ 4 ]} Su importancia clínica y su relación con la calidad ósea a largo plazo son objeto de investigación continua.

La evidencia toxicocinética emergente ha generado preocupación sobre la acumulación a largo plazo de elementos de tierras raras en los órganos tras el uso de aleaciones de Mg-RE. Se han detectado concentraciones elevadas de RE en órganos de conejos años después de la implantación de aleaciones de las series LA y WE, y se han observado productos de corrosión residuales que contienen RE en los sitios de implantación mucho después de la reabsorción completa del dispositivo. Estos hallazgos han intensificado el interés en sistemas libres de RE basados ​​en elementos biológicamente esenciales (Mg, Zn, Ca, Mn, Sr) como alternativas más seguras a largo plazo. ^{[ 18 ]}

Bioretec Oy (Tampere, Finlandia; fundada en 2003; cotiza en Nasdaq First North Finland como BRETEC) es una empresa finlandesa de dispositivos médicos especializada en implantes ortopédicos biodegradables. ^{[ 31 ]} La empresa ha recibido subvenciones de I+D de Business Finland para el desarrollo de recubrimientos para la plataforma de aleación de magnesio RemeOs™ de próxima generación, incluida la participación en el consorcio de coinnovación IMD1 centrado en la interfaz biológica de los implantes activos. ^{[ 32 ]} La composición de aleación de magnesio RemeOs™ obtuvo una patente estadounidense en marzo de 2024. Los productos de la empresa se distribuyen en aproximadamente 40 países. ^{[ 31 ]} Bioretec también comercializa la línea Activa® de implantes totalmente bioabsorbibles hechos de PLGA autorreforzado, posicionados en el extremo de polímeros del espectro reabsorbible junto con la línea metálica RemeOs™.