Capítulo 5 Biomateriales · o inyección, la sinterización, la soldadura, la aleación o la inducción de filamentos) Figura 1. A. Tipos de biomateriales 1. ... Algunos ejemplos

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I. Aspectos generales

Un biomaterial es un material sintético obtenido a partir de componentes orgánicos o inorgánicos diseñado para interactuar con los sistemas biológicos. Las propiedades y el rendimiento de cualquier biomaterial vienen dicta-das por su estructura (elementos que lo componen, unio-nes atómicas, organización de los átomos y estado cris-talino) y por su modo de procesado (cualquiera de los cientos de maneras de elaborarlos, que incluyen pero no se limitan al moldeado por fundición, forjado, extrusión o inyección, la sinterización, la soldadura, la aleación o la inducción de filamentos) Figura 1.

A. Tipos de biomateriales

1. Metales: Son materiales característicamente du-ros, duraderos y a veces refulgentes, muchos de los cuales consisten en un único elemento, como cobre o plata, o bien se trata de aleaciones de más de un elemento metálico, como el acero inoxida-ble; muchos son buenos conductores del calor y de la electricidad.

2. Cerámicas: Son materiales duros, quebradizos y resistentes a la corrosión formados por elementos unidos entre sí por enlaces covalentes o iónicos, muchos de los cuales son óxidos metálicos como la alúmina (Al2O3) y la zirconia (ZrO2), o bien óxidos de silicio (como el SiO2) o silicio combina-do con elementos metálicos u otros.

3. Polímeros: Son materiales compuestos de átomos de carbono y otros elementos que se unen me-diante enlaces covalentes formando subunidades idénticas, conocidas como monómeros, que a su vez se unen unos con otros, en secuencias a veces repetidas, para formar cadenas o capas. Los polí-meros son intrínsecamente resistentes a la corro-

sión y muchos son flexibles. Algunos ejemplos son el polietileno, el polipropileno, el politetrafluoroe-tileno (PTFE, teflón), la silicona y los hidrogeles.

4. Compuestos: Son materiales formados por mez-clas diversas de diferentes materiales (una “resi-na” y una “matriz”) unidos, aunque las uniones, por interferencia física o por enlaces químicos dé-biles, no son necesariamente uniones covalentes, metálicas o iónicas fuertes; sus propiedades son variables dependiendo de su composición. La ma-yoría de los compuestos de polímeros y cerámicas elaborados industrialmente tienen alta resistencia a la corrosión y muchos se diseñan específicamen-te para reunir determinadas propiedades de inte-rés. El contrachapado y el hormigón son los mate-riales compuestos más frecuentes. Otros ejemplos son el acero (compuesto de metal/cerámica), la fi-bra de vidrio (compuesto de polímero/cerámica), los compuestos reforzados de fibra de carbono/kevlar (compuestos de polímero/polímero) o el adobe (compuesto de polímero/cerámica). El con-cepto clave es que todos ellos tienen al menos dos fases químicamente diferentes, que juntas forman un nuevo material que posee las propiedades de sus componentes mezcladas (p. ej., elasticidad, resistencia, conductividad). Los constituyentes de los materiales compuestos se unen de muy di-versas maneras. En el caso de los metales puede hacerse por métodos de moldeado o fraguado.

Capítulo 5

BiomaterialesReed Ayers, MS, PhD; Kern Singh, MD

El Dr. Ayers o alguno de sus familiares inmediatos han recibi-do regalías para investigación o institucionales de Lanx Spi-ne y DePuy, compañía perteneciente a Johnson & Johnson; y han recibido regalías no monetarias (como equipos o ser-vicios), honorarios derivados u otras ayudas no relacionadas con la investigación (como viajes pagados) de Lanx Spine. El Dr. Singh o alguno de sus familiares inmediatos han recibido regalías de Pioneer, Zimmer y Stryker; y han recibido regalías por consultoría o son empleados de DePuy, compañía perte-neciente a Johnson & Johnson, Stryker y Zimmer.

Figura 1 La relación entre las propiedades y el rendimiento se ve influida por la estructura microscópica, los componentes químicos y cómo se sintetiza (proce-sa) el material.

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Sección 1: Aspectos básicos

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III. Resistencia a la corrosión y la degradación

La corrosión es un proceso electroquímico que rompe sus uniones químicas y las destruye y se da, típicamente, sobre sustancias metálicas. La degradación corresponde al mismo tipo de proceso cuando se da en cerámicas y polímeros.

A. El medio ambiente del cuerpo humano in vivo puede ser altamente corrosivo.

B. La corrosión puede debilitar los implantes metálicos y liberar productos que alteran desfavorablemente su biocompatibilidad y causar dolor, tumefacción y la destrucción de los tejidos circundantes.

C. Los dispositivos ortopédicos metálicos están expues-tos a diversos modos de corrosión. Los más habitua-les en los dispositivos implantados son:

1. La corrosión por picadura es la forma más grave de corrosión de los metales, pues daña los dispo-sitivos ortopédicos liberando los iones metálicos que contienen. Este tipo de corrosión tiene su ori-gen en defectos de la fina capa de óxido protecto-ra de los componentes metálicos de las prótesis o implantes.

a. El acero inoxidable (A316L) y otras aleaciones de hierro son susceptibles a esta modalidad de corrosión. El titanio y sus aleaciones, así como las de cobalto/cromo/molibdeno/carbono (CoCrMoC), no suelen presentarla.

2. La corrosión por hendidura es un ataque locali-zado que puede darse si se crea una geometría de fisura. Este tipo de corrosión puede darse en me-tales que de otro modo resistirían la corrosión por picadura y otras modalidades.

a. A menudo se da en los puntos de rosca que soportan tensión y otros tipos de unión como ensambladuras, partes atornilladas o donde haya uniones con fricción (p. ej., el vástago de una prótesis de cadera que hace presión en el fémur). Tales partes no necesariamente de-ben ser metálicas ambas; de todos modos, esta corrosión es la más común en superficies de metal contra metal. Una geometría de fisura puede dar lugar a gradientes iónicos que llegan a bajar el pH local hasta 1, tal y como han puesto de manifiesto estudios de extracción/recuperación de tallos femorales cónicos.

b. Los iones dañinos se acumulan en la fisura donde se inicia la corrosión, lo que lleva a la creación de un entorno similar al de la corro-sión por picadura.

c. Puede eliminarse rediseñando la parte del dis-positivo que ha sufrido la corrosión.

3. La corrosión por fatiga de materiales y la co-rrosión por fragmentación por sobrecarga están

Los materiales compuestos reforzados con fibras pueden elaborarse por aposición manual en capas o con aire seguido de impregnación del polímero mediante moldeado en vacío o en autoclave. Los compuestos de cerámica pueden elaborarse me-diante procesos de sinterización.

5. Biomateriales naturales: Tejidos de plantas y ani-males, proteínas, polisacáridos y lípidos.

B. Aplicaciones en ortopedia: Los biomateriales se utili-zan en ortopedia para la fijación interna de las fractu-ras, en osteotomías y artrodesis, para el cierre de las heridas, como sustitutos de los tejidos y para prótesis y reemplazos articulares.

C. Requisitos para su aplicación ortopédica: Los bioma-teriales utilizados en ortopedia deben ser biocompa-tibles con las zonas anatómicas y tejidos donde vayan a usarse y deben tener la capacidad de funcionar in vivo sin provocar daños locales ni reacciones sistémi-cas; deben ser resistentes a la corrosión y la degrada-ción y poder permanecer en el entorno biológico en el que se implanten, y deben tener propiedades mecá-nicas y de desgaste adecuadas para las aplicaciones a las que están destinados.

II. Biocompatibilidad

La biocompatibilidad se define como la respuesta acep-table a la aplicación específica del biomaterial natural o sintético o del dispositivo por parte del individuo en quienes se implantan. No es ni una propiedad intrínse-ca ni un estado momentáneo del material o dispositivo, sino más bien una serie de respuestas que permiten a los materiales o dispositivos cumplir con la función para la que se diseñaron.

A. Biomateriales inertes: Son los que dan origen a míni-mas o nulas respuestas en el sujeto.

B. Biomateriales interactivos: Están diseñados para pro-vocar ciertas respuestas beneficiosas concretas en el sujeto en quien se implantan, como crecimiento tisu-lar en el interior del biomaterial (caso, p. ej., de los metales porosos como el titanio y el tantalio).

C. Biomateriales viables: Son biomateriales implanta-dos que atraen e incorporan células del organismo y de este modo son absorbidos o remodelados por el individuo (p. ej., cerámicas o armazones poliméricos biodegradables para ingeniería tisular funcional).

D. Biomateriales trasplantados: Se trata de tejidos nati-vos obtenidos de un donante y cultivados in vitro an-tes de implantarse en el huésped (p. ej., condroplastos extraídos de un donante utilizados para condroplas-tias).

E. Materiales biológicamente incompatibles: Son mate-riales que desencadenan en el organismo reacciones biológicas inaceptables (p. ej., rechazo de trasplantes o implantes).

Capítulo 5: Biomateriales


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6. Degradación de los biomateriales ortopédicos a base de polímeros.

a. La degradación de los biomateriales hechos de polímeros y otras sustancias puede obedecer a diversos mecanismos: despolimerización; en-laces cruzados entre unos átomos y otros en diferentes partes del polímero; degradación oxidativa (la más frecuente); filtración de los aditivos; hidrólisis, y cuarteo o fragmentación por sobrecarga.

IV. Propiedades mecánicas

A. Factores que influyen en el rendimiento. El rendi-miento mecánico de cualquier dispositivo ortopédico depende de diversos factores:

1. Las fuerzas a las que está sometido.

2. Las cargas mecánicas causadas por dichas fuer-zas.

3. La capacidad de los materiales del dispositivo de aguantar tales cargas durante todo el período de duración del dispositivo.

B. Definiciones

1. Compresión/tensión: Fuerzas perpendiculares a la superficie de aplicación de un dispositivo u otro objeto.

2. Tensión de cizalladura: Fuerzas que actúan en pa-ralelo o tangencialmente a la superficie de aplica-ción de un dispositivo u otro objeto.

3. Torsión: Fuerza que causa que un objeto gire alre-dedor de un eje.

4. Presión o tensión: Fuerza aplicada por unidad de superficie.

a. Tensión (z) = fuerza (F)/área (A).

b. La unidad para medir la presión en el Sistema Internacional (SI) es el newton/metro al cua-drado (N/m2), también llamada Pascal (Pa).

c. Las fuerzas que actúan perpendicularmente a una superficie dan lugar a la tensión normal.

d. Las fuerzas que actúan tangencialmente a una superficie dan lugar a la tensión de cizalladura.

e. La tensión se denomina de tracción si estira el material sobre el que actúa y compresiva si comprime el material al que se aplica.

5. Deformación: Es el cambio de forma de un mate-rial por una fuerza que actúa sobre el mismo.

a. Deformación (e) = cambio de la longitud (∆L)/longitud original (L). La deformación no tie-ne unidades y se presenta generalmente como porcentaje (%) o mediante el cociente de uni-dad de cambio de longitud por unidad de lon-

causadas por los efectos combinados del medio ambiente que rodea un metal o una aleación me-tálica y las fuerzas mecánicas que operan sobre el propio metal o aleación, tal y como se da en las zonas que rodean a los tornillos insertados en placas y barras de metal o de aleaciones metálicas.

a. La corrosión por fatiga de materiales y por so-brecarga puede deberse a rasgaduras, muescas, imperfecciones de la superficie o daños duran-te el transporte y el manejo de los componen-tes metálicos o aleaciones de los dispositivos ortopédicos.

b. La corrosión por fatiga depende de la carga cíclica sobre las partes metálicas o aleaciones de un determinado dispositivo.

c. La corrosión por fragmentación por sobrecar-ga depende de la fuerza de tracción ejercida sobre las partes metálicas o los dispositivos.

d. Esta modalidad de corrosión es común en el titanio, sus aleaciones y el CoCrMoC.

4. La corrosión galvánica es consecuencia de diferen-cias en el potencial electroquímico de dos metales o aleaciones metálicas que están en contacto eléctri-co, pues ambos son conductores de la electricidad en el líquido intersticial o el plasma del organismo.

a. La corrosión galvánica se da en las placas de fijación de las fracturas, en la interfase entre una placa elaborada con un metal o aleación metálica y los tornillos o andamiajes hechos de metales o aleaciones diferentes.

b. Puede evitarse la corrosión galvánica utilizan-do las mismas aleaciones para materiales que deban estar en contacto en el mismo disposi-tivo, como tornillos de titanio sobre placas de este mismo metal. Pueden emplearse metales distintos que deban estar en contacto en el mismo andamiaje o dispositivo, como platino y titanio, para aumentar la protección frente a la corrosión, pero antes debe comprobarse la composición metálica de los materiales a utili-zar y su compatibilidad.

5. La corrosión por fricción se da en los puntos de contacto entre materiales sujetos a micromovi-mientos en relación de uno sobre otro cuando se impone una carga sobre ellos.

a. La corrosión por fricción puede verse en dispo-sitivos que utilizan uniones cónicas o interfa-ses mecánicas móviles entre sus componentes, como las prótesis de cadera modulares.

b. La mejor prevención frente a la corrosión por fricción es evitar contactos móviles de diferen-tes metales o aleaciones en el mismo implante e impedir microdesplazamientos relativos de unas partes respecto de las otras si están com-puestas de diferentes metales o aleaciones.



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rial u objeto, la pendiente de la curva de ten-sión-deformación cambia en un determinado punto llamado límite elástico (punto 2 de la Figura 2). A partir de este punto, el material u objeto está operando elásticamente, lo que significa que si la tensión se va retirando gra-dualmente, la deformación del material u ob-jeto va reduciéndose hasta recuperar su forma original.

e. El límite elástico es el punto de transición en-tre la deformación elástica y la plástica. Cuan-do la tensión aplicada alcanza este punto, el material u objeto comienzan a comportarse plásticamente y sufren deformación perma-nente. Más allá de este punto, la tensión sobre un material u objeto no aumenta o lo hace es-casamente, pero el material u objeto presentan considerable elongación como resultado de los movimientos atómicos.

f. La tensión máxima que un material u objeto pueden soportar se llama tensión de rotura o cedencia. Por encima de este valor, la tensión sobre el material u objeto disminuye a la vez que el material u objeto se deforman hasta que se fracturan o fallan.

g. Los materiales se clasifican como quebradizos o dúctiles según las características de su curva de tensión-deformación (Figura 3).

• Los materiales quebradizos muestran muy poca deformación plástica antes de fractu-rarse y cuando se les aplica tensión fallan con grados de deformación relativamente

gitud del objeto (mm/mm).

b. Los tipos de deformación causados por las tensiones normal y de cizalladura se llaman deformación normal y deformación tangen-cial, respectivamente.

c. Al igual que la tensión, la deformación puede ser de tracción o compresiva.

6. Resistencia: Es la capacidad de un material de aguantar la carga. Para describirla se confrontan en un eje de coordenadas la deformación del ma-terial u objeto con la tensión que actúa sobre los mismos, lo que se conoce como curva de tensión-deformación, que es independiente del área trans-versal del objeto. Las propiedades mecánicas de los materiales se presentan generalmente en tér-minos de resistencia, no de tensión.

7. Dureza: Es el área bajo la curva de tensión-defor-mación de un material u objeto. Describe la ener-gía necesaria para causar la fractura o fallo del material u objeto.

a. En la Figura 2 se muestra un diagrama de ten-sión-deformación típico.

b. La pendiente de las partes lineales de la curva Figura 2 (parte 1 de la Figura 2) señala el módu-lo elástico (E) o módulo de Young. Es una pro-piedad característica de cada material. El mó-dulo elástico es reflejo de las uniones atómicas del material que le permiten resistir a la defor-mación y hacer que retorne a su forma original. El módulo elástico de Young no se correlaciona con la resistencia del material (Tabla 1).

c. Un módulo elástico más alto indica que un material es más duro y más resistente a la de-formación elástica que otro que tenga un mó-dulo elástico más bajo.

d. Conforme aumenta la tensión sobre un mate-

Figura 2 Los diversos componentes y relaciones de la curva de tensión-deformación. Obsérvese que la pen-diente de la recuperación elástica es la misma que el módulo de Young.

Tabla 1

Correlación entre el módulo elástico de Young y la tensión de rotura

MaterialMódulo elástico (E) (GPa)

Tensión de rotura (MPa)

PMMA 3 70–120

Hueso esponjosoa 10–13

Hueso corticala 18–20

Titanio (Ti6Al4V ELI) 138 1.150

Tantalio 186 285 recocido/650 trabajado en frío

Acero inoxidable (A316L)

200 580–650

CoCrMoC 220–234 600

Alúmina (Al2O3) 300 No aplicableaHueso esponjoso y hueso cortical son términos estructurales y por tan-to su módulo elástico es estructural y no material. El módulo elástico y la tensión de rotura dependen de su localización anatómica y de su orientación.CoCrMoC: cobalto/cromo/molibdeno/carbono; PMMA: polimetilmeta-crilato.



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la deformación normal y tangencial al some-terse a tensión) y a la vez elasticidad (se dis-torsionan con la tensión pero retornan rápi-damente a su estado original al retirarla). Las propiedades viscoelásticas dependen del tiem-po y de la frecuencia.

• La tensión y la deformación son depen-dientes del tiempo.

• Histéresis es la dependencia de un sistema tanto de su entorno actual como del pre-vio gracias a que puede estar en más de un estado interno. Viene representada por el área entre las zonas con y sin carga de una curva de tensión-deformación.

• La elongación es el aumento de la deforma-ción de un material con el tiempo en res-puesta a la aplicación de una fuerza cons-tante. Un ejemplo de elongación es lo que sucede con una banda de goma que se deja alrededor de un libro durante largo tiempo.

• La relajación de la tensión es la caída de la tensión en un material u objeto a lo largo del tiempo como resultado del desplaza-miento constante en su interior.

• El momento polar de inercia es una canti-dad determinada por el área transversal y la distribución de un objeto alrededor de un eje neutro sobre la carga de torsión del objeto. Cuanto mayor es el momento polar de inercia, más duro y resistente es el ob-jeto. Por lo tanto, una parte más grande o gruesa de un dispositivo es más resistente

bajos (Figura 3). Ejemplos de materiales quebradizos son ciertas cerámicas como la alúmina (Al2O3), la hidroxiapatita y otros fosfatos de calcio, el titanio comercialmen-te puro, el hormigón, los hierros fundidos, vidrios como el gel de sílice y polímeros termoestables como la baquelita.

• Por el contrario, los materiales dúcti-les experimentan grandes deformaciones plásticas antes de fracturarse. El acero inoxidable (A316L), las aleaciones de co-balto-cromo (CoCrMoC), las aleaciones de titanio (Ti6Al4V, TNTZ), el cobre, el magnesio, el nailon y el teflón (PTFE) son ejemplos de materiales dúctiles.

h. La fatiga de materiales es el fallo debido a la carga repetitiva sobre un material u objeto.

• Es el modo más común de fallo en aplica-ciones ortopédicas.

• Cuando un metal u otro material están sometidos a una carga dinámica con gran número de ciclos, puede aparecer la fatiga por debajo del límite elástico del metal o material. La resistencia al fallo de un me-tal u otro material disminuye a medida que aumenta el número de ciclos de carga.

• El fallo por fatiga se desarrolla en tres fa-ses: el agrietamiento inicial del metal o ma-terial, la propagación de la fisura y el fallo catastrófico del metal o material.

• El límite de resistencia a la fatiga es una característica única de las aleaciones de hierro como el acero inoxidable. Las alea-ciones no férricas, como las de aluminio o titanio, las cerámicas y los polímeros, no tienen límite de resistencia. El límite de re-sistencia a la fatiga se define como la resis-tencia de una aleación de hierro tras 106 ciclos de carga.

i. Los materiales isótropos (p. ej., el acero inoxi-dable y las aleaciones de titanio) son los que responden mecánicamente del mismo modo en cualquiera de los ejes o direcciones cuando se les aplican cargas u otras fuerzas.

j. Contrariamente a los materiales isótropos, los materiales anisótropos (p. ej., huesos, car-tílagos, músculos, ligamentos, compuestos de fibra de carbono) exhiben diferentes propieda-des mecánicas en los diversos ejes o direccio-nes de carga. El comportamiento anisótropo se debe a la orientación específica de ciertas partes constituyentes de estos materiales, como fibras de colágeno o cristales.

k. Todos los materiales, excepto los muy quebra-dizos, pueden considerarse viscoelásticos, en el sentido de que muestran viscosidad (aguantan

Figura 3 Diversas modalidades de relación tensión-defor-mación. Las cerámicas se caracterizan por gran resistencia y escasa ductilidad. Grandes resistencia y ductilidad son características del acero, de ciertos polímeros y de las respuestas viscoelásticas de los materiales. La poca resistencia con alta ductilidad es típica de la mayoría de los polímeros como caucho, silicona, elastina y colágeno.



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• Se cree que este remodelado de la diáfisis de los huesos largos sirve a modo de función “compensadora” mecánica de los cambios ambientales a los que se expone el indivi-duo (p. ej., la edad, la mayor carga sobre los miembros por el deporte, la menor car-ga en los viajes espaciales). Simplificando, el hueso se remodela en cuanto a su geome-tría transversal y su grosor para adaptarse mejor a las cargas que el ambiente le impo-ne. Por ejemplo, en los ancianos el momen-to de inercia transversal de los huesos lar-gos se remodela de manera que, aunque la cortical se adelgace, la capacidad de carga se mantiene. Esencialmente, el remodelado del hueso compensa la menor capacidad de soportar carga de un hueso más delgado para no perder esta propiedad.

• El aumento del diámetro externo de los huesos largos por aposición es mucho me-nor en las mujeres que en los hombres; predisponiendo potencialmente a que las mujeres tengan mayor riesgo de fracturas.

2. Tendones.

a. Los tendones están formados predominante-mente por colágeno de tipo I.

b. Los tendones transmiten las fuerzas de los músculos a los huesos.

• Los tendones centran la acción de varios músculos en una única línea de tensión (como el tendón de Aquiles).

• También distribuyen la fuerza contráctil de un único músculo a varios huesos (como el tibial posterior a los metatarsianos y cu-neiformes).

• Los tendones permiten cambiar la direc-ción de movimiento de los huesos conjun-tamente con una polea anatómica (p. ej., el tendón del tibial posterior alrededor del maléolo interno).

c. Los tendones son anisótropos gracias a la orientación de sus componentes. La alineación de las fibras de los tendones a lo largo de un determinado eje crea una estructura que reúne diversas propiedades, resistencia y módulo elástico en una dirección y otras diferentes en la dirección perpendicular.

d. Los tendones son viscoelásticos.

• En condiciones de baja carga, los tendones son relativamente deformables.

• A cargas crecientes, los tendones se hacen cada vez más duros hasta que llega el mo-mento en que su resistencia es casi lineal.

e. Muchos tendones tienen componentes con orientación diferente que pueden experimen-

al aumento de las cargas y deformaciones que una pieza similar más delgada o más pequeña. Por ejemplo, puede que sea prefe-rible una varilla de 6,5 mm en vez de una de 5,5 mm para fijar la columna vertebral y crear un andamiaje más sólido.

V. Propiedades de diversos materiales biológicos y de aplicación médica

A. Tejidos del huésped

1. Huesos.

a. El hueso está compuesto de sales minerales inorgánicas (sobre todo a base de calcio y fos-fato) y una matriz orgánica (fundamentalmen-te colágeno de tipo I y matriz extrafibrilar). El componente inorgánico del hueso es el que le da la dureza y rigidez y el orgánico le aporta flexibilidad.

b. El hueso es anisótropo como resultado de la orientación de sus componentes.

c. La dureza y la resistencia del hueso y la acu-mulación de energía en su interior aumentan en función de la velocidad con que se aplica la carga (es decir, es viscoelástico).

d. Macroscópicamente, el tejido óseo está com-puesto de hueso cortical y esponjoso (trabecu-lar). Ambos tipos de hueso pueden considerar-se como un único material con muy variables grados de porosidad, densidad y otras propie-dades.

e. La densidad aparente del hueso viene deter-minada por la masa de una muestra concreta dividida por su volumen.

• La densidad aparente del hueso cortical es aproximadamente de 1,8 g/cm3.

• La densidad aparente del hueso trabecular varía entre 0,1 g/cm3 y 1,0 g/cm3.

f. Con la edad hay una pérdida progresiva neta de masa ósea, que comienza en la quinta dé-cada de la vida y avanza más deprisa en las mujeres que en los hombres. La pérdida de masa ósea reduce la resistencia del hueso y su módulo elástico y aumenta la probabilidad de fracturas.

g. En varios estudios radiológicos se ha señalado que la edad se asocia con el remodelado óseo, lo que afecta a la distribución de las fuerzas en el hueso (la ley de Wolff).

• En los huesos tubulares, la aposición subpe-rióstica de hueso tiene lugar a la vez que la reabsorción endóstica, transformando es-tos huesos en cilindros de diámetro mayor.



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c. Extrusión: El metal se calienta y se introduce a presión en un troquel para obtener objetos con sección transversal de forma determinada, como tubos o conductos.

4. En ortopedia se usan habitualmente varias alea-ciones (Tabla 2).

a. Acero inoxidable (la aleación más frecuen-te es 316L, en la que al hierro se le añaden cantidades importantes de cromo y níquel para aumentar su resistencia a la corrosión). Al con-tener metales potencialmente alergénicos, so-bre todo níquel, cromo y molibdeno, el 316L y otros aceros pueden provocar alergias.

• La ductilidad del acero inoxidable es im-portante para sus aplicaciones, como en tornillos para hueso, pues el límite de fluencia del hueso finito permite al cirujano sentir el comienzo de la deformación plás-tica. Como el acero tiene un límite elástico único a partir del cual el metal comienza a deformarse, el cirujano puede notar si el hueso comienza a ceder antes que el torni-llo, cosa que no ocurre con el titanio, cuyo límite de fluencia se mueve en un rango va-riable.

• Para aportar resistencia al acero se añade carbono, pero para ello debe mezclarse con el hierro fundido. Si la concentración de carbono de la mezcla hierro fundido-car-bono es demasiado alta se forma carburo férrico (Fe3C), que forma una fase cerámica quebradiza que debilita significativamente al acero resultante haciéndolo propenso a las fracturas por corrosión.

• El acero inoxidable es susceptible a la co-rrosión por picaduras y por hendiduras, aunque su resistencia a la corrosión mejora añadiéndole aleaciones con nitrógeno.

b. Aleaciones de cobalto: Se encuentran entre los materiales implantados en ortopedia más resistentes. Por ello son adecuadas para apli-caciones en zonas de alta carga que requieran larga durabilidad.

• Consisten en un 70% aproximadamente de contenido en átomos de cobalto y un 27% de cromo, con adiciones de molibdeno y carbono en pequeñas cantidades para aumentar la resistencia y la ductilidad.

• La técnica predominante de fabricación de las aleaciones de cobalto es la fundición.

c. Titanio y sus aleaciones.

• El titanio puro se usa para fijación de fracturas en zonas anatómicas en las que no se esperan altas cargas (p. ej., maxilar, muñeca, falanges). El titanio puro es me-nos dúctil que el acero inoxidable y muy

tar cargas variables con cualquier acción. Las cargas aplicadas oblicuamente en contraccio-nes excéntricas son las que acarrean mayor riesgo de ruptura.

f. La tensión de rotura de un tendón raramente supera el 5% del límite elastico, por lo que las rupturas musculares y los arrancamientos de los tendones son más comunes que las ruptu-ras de los propios tendones. Las roturas cen-trales de los tendones se dan sólo cuando están previamente lesionados por excesiva carga de tensión (p. ej., en un tendón de Aquiles con tendinosis).

3. Ligamentos.

a. Los ligamentos están formados predominante-mente por colágeno de tipo I.

b. Los ligamentos conectan los huesos con otros huesos.

• Las inserciones óseas de los ligamentos son muy importantes para la resistencia estruc-tural.

• Las fuerzas dirigidas perpendicularmente a las inserciones de los ligamentos causan desgarros por cizalladura de los mismos en sus interfases con el hueso a cargas relati-vamente bajas.

c. Los ligamentos, al igual que los tendones, son viscoelásticos, por lo que sus propiedades que dependen de la velocidad con la que se aplican las cargas.

B. Metales

1. Los metales tienen estructura cristalina. En cada uno de los cristales los átomos del metal están dis-puestos espacialmente de forma regular y agru-pados en configuraciones específicas, lo que les permite compartir sus electrones externos; gracias a ello tienen excelentes propiedades de conducti-vidad del calor y la electricidad.

2. Las aleaciones son mezclas de diferentes metales o de metales con elementos no metálicos.

3. Los metales se fabrican habitualmente por fundi-ción, forjado o extrusión.

a. Fundición: El metal derretido se vierte en un molde. Los objetos o partes así obtenidos tien-den a ser frágiles y requieren procesado poste-rior para ganar resistencia.

b. Forjado: La formación del metal en caliente por medios mecánicos como martillos, pren-sas o máquinas de forjado se utiliza para for-mar objetos o partes metálicos comprimiendo, doblando o cambiando la forma de cualquier otro modo de la masa de metal caliente malea-ble. Los objetos metálicos forjados tienden a ser más duros que los fundidos.



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a. Su estructura química (el monómero cuyas unidades multiplicadas se unen para dar lugar al polímero).

b. Su peso molecular (determinado por el núme-ro de monómeros que componen el polímero).

c. Su estructura física (la manera como se unen entre sí los monómeros en el polímero).

d. El isomerismo (las diferentes orientaciones de los átomos en algunos polímeros).

e. La cristalinidad (la disposición atómica orde-nada de las cadenas poliméricas).

2. El polimetilmetacrilato (PMMA, también cono-cido como vidrio acrílico y en marcas comercia-les como Lucite o Plexiglas) es el polímero más utilizado en ortopedia. Forma parte de la misma familia de polímeros de metacrilato que se usan para fabricar las lentes de contacto.

a. El PMMA se fabrica mediante una reacción de adición en la que las moléculas de metil-metacrilato, éster metílico del ácido metacrí-lico, se unen químicamente unas con las otras

susceptible al endurecimiento irregular y a la fragmentación por corrosión, lo que ex-plica los casos de rotura de los tornillos y barras de titanio.

• Para aplicaciones que exijan mayor re-sistencia se utilizan aleaciones de titanio (p.ej., Ti6Al4V, que consiste en titanio al que se añade un 6% de contenido atómico de aluminio para aumentar la resistencia y un 4% de vanadio para aumentar la duc-tilidad).

d. Tantalio.

• Es un metal de transición altamente resis-tente a la corrosión.

• Facilita la incorporación del hueso al dis-positivo protésico.

C. Polímeros

1. Los polímeros son moléculas grandes formadas por la unión de moléculas iguales más pequeñas. Las propiedades de los polímeros vienen señala-das por:

Tabla 2

Metales utilizados para aplicaciones ortopédicas Metales Propiedades Aplicaciones

Acero inoxidable

Predominantemente aleación de hierro-níquel-cromo-carbonoEl carbono en la matriz de hierro aporta dureza. El cromo forma un óxido firme sobre la superficie (pasivación)

Susceptible a la corrosión por picaduras y hendiduras

Placas y tornillos para fracturas

Aleaciones de cobalto

Compuestas de cobalto, cromo, molibdeno y carbonoEl cromo aumenta la dureza y la resistencia a la corrosión (pasivación)

El molibdeno se combina con el carbono y aumenta la resistencia

Es de los metales más duros para implantes ortopédicos

Aplicaciones para cargas altas que requieran durabilidad, como prótesis para artroplastias

Titanio y aleaciones de titanio

La biocompatibilidad se consigue gracias a la formación espontánea de una capa de óxido de titanio sobre la superficie (pasivación)

La corrosión uniforme es limitada. Susceptible a la corrosión por fragmentación, especialmente si la superficie está picada o dañada

Los compuestos de titanio son susceptibles a las muescas (ángulos agudos, orificios, rasguños, abolladuras y otras zonas de concentración de fuerzas que disminuyen la dureza del metal)

El titanio comercialmente puro se usa para fijar fracturas con cargas bajas (p.ej., falanges)

Para las aplicaciones en las cargas máximas (implantes de cadera y rodilla) es necesario usar aleaciones (Ti6Al4V, TNTZ)

Tantalio Altamente biocompatible, resistente a la corrosión y osteoconductor

Se han utilizado las formas porosas de tantalio depositadas sobre soportes de carbono pirolítico como excelentes armazones para el crecimiento del hueso en su interior

Otra de sus aplicaciones es el recubrimiento de componentes de las prótesis para artroplastia (copa acetabular)



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barra cilíndrica que después se manufactu-ra hasta su forma final.

• Moldeado por compresión: La resina de UHMWPE se modela en una gran lámina que luego se corta en piezas más pequeñas que se manufacturan hasta conseguir los componentes finales de una prótesis o dis-positivo.

• Moldeado directo: La resina de UHMWPE se moldea directamente con la forma final.

c. El procedimiento más frecuente de esterili-zación de los componentes de un dispositivo ortopédico fabricado con UHMWPE es la ex-posición a radiaciones gamma.

d. La oxidación causada por la irradiación afec-ta desfavorablemente a las propiedades mate-riales del UHMWPE aumentando su módulo elástico, disminuyendo la elongación hasta el punto de ruptura y reduciendo su dureza. Los radicales libres generados por la irradiación del UHMWPE pueden seguir alguno de los si-guientes destinos:

• Recombinación: Las uniones rotas durante la génesis de los radicales libres simplemen-te se reforman, regenerando el UHMWPE sin que apenas cambie su composición quí-mica.

• Escisión de las cadenas: Los radicales libres generados a partir del UHMWPE pueden reaccionar con el oxígeno, fragmentando el polímero. El polímero de polietileno resul-tante tendrá menor peso molecular y ma-yor densidad que el original.

• Enlaces cruzados: Los radicales libres ge-nerados por las diferentes hebras polimé-ricas de UHMWPE pueden combinarse unas con otras, formando enlaces químicos entre ellas. Las hebras cruzadas resultantes pueden dar origen a un material más duro y más resistente a la abrasión que las que se unieron para formar el polímero original. Si hay demasiados enlaces cruzados entre dos o más hebras poliméricas, el material resultante puede ser más quebradizo y sus-ceptible a la disgregación. El aumento de la génesis de radicales libres por irradia-ción gamma o con haces de electrones del UHMWPE mejora la resistencia al desgas-te de los componentes de polietileno de las prótesis articulares totales. Sin embargo, el proceso de irradiación aumenta la suscep-tibilidad de los componentes a la fractura y al desgaste.

• Degradación: Rotura de la cadena del po-límero. Puede evitarse o minimizarse me-diante:

para generar finalmente el PMMA, que es un polímero sólido que puede manufacturarse para conseguir una configuración final o utili-zarse como cemento de hueso. También puede moldearse con formas especiales. La cementa-ción in situ sigue el mismo proceso descrito. La temperatura local se controla equilibrando apropiadamente la resina y el endurecedor.

• El componente líquido en la formación de PMMA es predominantemente un monó-mero de metilmetacrilato.

• El polvo usado para formar el PMMA está compuesto mayormente de PMMA poli-merizado o de una mezcla de PMMA con un copolímero de PMMA y poliestireno de PMMA y ácido metacrílico. El polvo tam-bién contiene peróxido de dibenzoilo, que da inicio a la reacción de polimerización.

• Al mezclar ambos componentes (líquido y sólido) se genera el PMMA a través de una reacción exotérmica (a una temperatura aproximada de 82°C).

b. Pueden añadirse antibióticos al cemento de hueso a base de PMMA para prevenir o ayu-dar a tratar infecciones. No obstante, la adi-ción de antibióticos en el momento de la mez-cla de los componentes para producir PMMA puede cambiar las propiedades del cemento de PMMA pues altera la cristalinidad del políme-ro.

c. El rendimiento mecánico del cemento de hue-so de PMMA es mejor si se siguen los proto-colos de manejo y conservación del material, preparación del hueso e implantación del ce-mento en la zona donde se pretende que actúe.

d. La mezcla en vacío o la centrifugación dismi-nuyen la porosidad del cemento de PMMA, aumentando su resistencia a la rotura hasta en un 40%.

3. El polietileno de ultra alto peso molecular (UHMWPE) es otro polímero muy utilizado en ortopedia.

a. Este largo polímero de polietileno tiene un peso molecular muy elevado, por lo que apor-ta, significativamente, más resistencia a los impactos, mayor dureza y mejor resistencia al desgaste por abrasión a los dispositivos en los que se usa que los polietilenos de pesos mole-culares más bajos.

b. Para fabricar los componentes ortopédicos que llevan UHMWPE se usan tres procedi-mientos:

• Extrusión a presión: La resina semisólida de UHMWPE se extrude a través de un tro-quel bajo presión y calor para formar una



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b. Los hidrogeles tienen coeficientes de fricción bajos y propiedades mecánicas dependientes del tiempo, que pueden variarse alterando su composición y estructura.

D. Cerámicas

1. Las cerámicas son compuestos inorgánicos sóli-dos formados por elementos metálicos y no me-tálicos unidos entre sí por enlaces covalentes o iónicos.

2. El gel de sílice (SiO2) y la alúmina (Al2O3) son ejemplos de cerámicas.

3. Las cerámicas estructurales del tipo de las utiliza-das para aplicaciones ortopédicas son típicamente disposiciones cristalinas tridimensionales de iones metálicos cargados positivamente y de iones no metálicos cargados negativamente como el oxíge-no (en los óxidos), el carbono (en los carburos) y el nitrógeno (en los nitruros).

4. Procesadas hasta lograr alta pureza, las cerámicas tienen excelente biocompatibilidad por su insolu-bilidad y por ser químicamente inertes.

5. Los materiales cerámicos son duros y quebradizos pero muy resistentes a cargas compresivas.

6. Los materiales cerámicos van ganando adeptos en dos tipos de aplicaciones ortopédicas: como com-ponentes de materiales para artroplastias totales y como sustitutos para injertos de hueso.

a. Rodamientos: Los rodamientos hechos de cerá-mica sobre polietileno y cerámica sobre cerámi-ca se usan cada vez más en artroplastias totales.

• Las cerámicas tienen mayor dureza y lubri-cidad, lo que permite pulirlas hasta conse-guir superficies muy suaves y resistentes al desgaste para utilizarlas como rodamiento.

• Las cerámicas también tienen buena hu-mectabilidad, por lo que admiten la aplica-ción de capas lubricantes entre sus super-ficies para reducir el desgaste por roce de las mismas.

• La alúmina, óxido de aluminio, ha mostra-do menores tasas de desgaste en prótesis articulares que los pares convencionales de metal sobre polietileno. Aunque la ex-periencia clínica inicial fue poco satisfac-toria por las altas tasas de fractura de las cabezas femorales fabricadas con alúmina, se vio luego que este problema era debido al diseño y no al material de tales prótesis. Los nuevos diseños de estos dispositivos han mostrado tasas de fractura significati-vamente menores.

• La zirconia, que es el óxido de zirconio (ZrO2), ha tenido menos éxito clínico que la alúmina en cuanto a su aplicación como

0 Esterilización por procedimientos distin-tos a la irradiación, como óxido de etileno o plasma gaseoso, que no generan radica-les libres y por tanto no causan enlaces cruzados entre las cadenas de UHMWPE. Sin embargo, ensayos clínicos recientes en artroplastia total de cadera han demos-trado menor desgaste de las prótesis con la esterilización por radiación que con óxido de etileno o plasma gaseoso.

0 Irradiación con nitrógeno o argón, que en ausencia de oxígeno minimiza la for-mación de radicales libres.

4. Es posible sintetizar polímeros biodegradables, que se degradan de forma química y físicamente controlada.

a. Ejemplos de tales polímeros incluyen variantes del ácido poliláctico (PLA), ácido poliglucóli-co (PGA), polidioxanona y policaprolactona. El PLA es una alternativa deseable porque su producto de degradación es el ácido láctico, elemento natural integrante del ciclo de Krebs.

b. Los polímeros biodegradables de PLA, PGA, polidioxanona y policaprolactina se reabsor-ben a diferente velocidad.

• El PLA se reabsorbe más rápidamente que el PGA.

• Los productos compuestos de los que for-man parte estos polímeros pueden tener propiedades intermedias a las de los polí-meros puros.

c. La reabsorción de los componentes del polí-mero en el proceso de degradación permite a los tejidos del huésped asumir su papel bioló-gico original a medida que va perdiéndose la capacidad de asumir la carga por parte de las prótesis u otros dispositivos elaborados con el polímero. Esta propiedad debe contrapesarse con la necesidad de mantener las propiedades mecánicas de una estructura anatómica con un dispositivo de soporte mientras cicatriza el te-jido de dicha estructura.

d. Otra aplicación de los polímeros reabsorbibles es la administración controlada de fármacos, que van liberándose localmente a medida que el polímero se degrada.

5. Hidrogeles: Son redes de cadenas poliméricas hi-dratadas cuya clasificación depende del modo de obtención, su carga iónica y su estructura física. Sus aplicaciones médicas son muy numerosas, en-tre ellas las lentes de contacto (polihidroxietilmeta-crilato), liberación de fármacos e ingeniería tisular.

a. Los hidrogeles son polímeros blandos, poro-sos y permeables que absorben el agua con fa-cilidad.



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Deformación: Cambio de forma de un material por una fuerza aplicada sobre el mismo.

Dúctil: Material que puede sufrir grandes deforma-ciones plásticas antes de fracturarse o fallar.

Dureza: Área bajo la curva de tensión-deformación de un material u objeto que describe la energía nece-saria para romper un material u objeto.

Elongación: La deformación creciente de un mate-rial con el tiempo en respuesta a la aplicación de una fuerza constante.

Extrusión: Proceso que permite producir objetos con sección transversal de forma determinada (p. ej. tu-bos o conductos) calentando e introduciendo un me-tal en un troquel.

Fatiga: Fallo de un material u objeto debido al esfuer-zo repetido.

Histéresis: Dependencia de un sistema tanto de su entorno actual como del previo gracias a que puede estar en más de un estado interno.

Interactivo: Biomaterial diseñado para obtener res-puestas beneficiosas determinadas en el paciente en quien se implanta, como incorporación a los tejidos (p. ej., en el caso de los metales porosos como titanio y tantalio).

Isótropo: Material que tiene las mismas propiedades mecánicas a lo largo de todos sus ejes y direcciones cuando se le aplica una carga u otras fuerzas.

Metales: Materiales característicamente duros, du-raderos y a veces refulgentes, muchos de los cuales consisten en un único elemento, como cobre o plata, o bien se trata de aleaciones de más de un elemento metálico.

Módulo elástico: Medida de las uniones atómicas de un material que le permiten resistir a la deformación y recuperar su forma original.

Polímero: Material compuesto de átomos de carbono y otros elementos que se unen mediante enlaces co-valentes formando subunidades idénticas, conocidas como monómeros, que a su vez se unen unos a otros, en secuencias a veces repetidas, para formar cadenas o capas.

Polimetilmetacrilato: El polímero que se utiliza con más frecuencia en ortopedia.

Quebradizo: Material que tiene muy poca deforma-bilidad plástica antes de fracturarse y que falla cuan-do es sometido a fuerzas deformantes relativamente bajas.

superficie de rozamiento en contacto con polietileno. La zirconia tiene menos dure-za mecánica (menor absorción de energía hasta su degradación superficial) que la alúmina, por lo que es más susceptible a desarrollar asperezas y a mayor desgaste.

b. Sustitutos del hueso.

• Ciertos materiales cerámicos han demos-trado propiedades osteoconductoras, sopor-tando la adherencia de células precursoras osteogénicas, por lo que se han desarrolla-do como materiales sustitutos del hueso para injertos.

• Hidroxiapatita (HA).

0 La hidroxiapatita cálcica (Ca5(PO4)3(OH)) es un fosfato cálcico hidratado de es-tructura cristalina similar a la hidroxia-patita que es el componente mineral mayoritario del hueso.

0 Por su escasa solubilidad, se reabsorbe muy lentamente en el organismo.

• El fosfato tricálcico b, el fosfato tricálcico a y el sulfato cálcico son alternativas a la hi-droxiapatita como materiales para injerto óseo. Tienen menos resistencia y mayor tasa de reabsorción que la hidroxiapatita, pero parece que su bioactividad es mayor.

• Otras moléculas cerámicas, como el gel de sílice (SiO2), han mostrado inducir la for-mación de hueso al combinarse con otras cerámicas como los fosfatos cálcicos.

Glosario

Biomaterial: Material sintético obtenido a partir de componentes orgánicos o inorgánicos diseñado para interactuar con los sistemas biológicos.

Carga: La fuerza que actúa sobre un objeto.

Cerámicas: Materiales duros, quebradizos y resisten-tes a la corrosión formados por elementos unidos en-tre sí por enlaces covalentes o iónicos, muchos de los cuales son óxidos metálicos como la alúmina (Al2O3) y la zirconia (ZrO2).

Corrosión: Proceso electroquímico que típicamente se da sobre sustancias metálicas, que rompe sus unio-nes químicas y las destruye.



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Puntos clave a recordar

Aspectos generales 1. Las cerámicas son materiales fuertes, quebradizos y

resistentes a la corrosión formados por elementos unidos entre sí por enlaces covalentes o iónicos, muchos de los cuales son óxidos metálicos como la alúmina (Al2O3) y la zirconia (ZrO2), o bien óxidos de silicio (como el SiO2) o silicio combinado con elementos metálicos u otros.

2. Los polímeros son materiales compuestos de átomos de carbono y otros elementos que se unen median-te enlaces covalentes formando subunidades idén-ticas, conocidas como monómeros, que a su vez se unen unos a otros, en secuencias a veces repetidas, para formar cadenas o capas.

3. Los biomateriales utilizados en ortopedia deben ser biocompatibles con las zonas anatómicas y tejidos donde vayan a usarse y tener la capacidad de fun-cionar in vivo sin provocar daños locales ni reaccio-nes sistémicas; deben ser resistentes a la corrosión y la degradación y poder permanecer en el entorno biológico en el que se implanten, y deben tener propiedades mecánicas y de desgaste adecuadas para las aplicaciones a las que están destinados.

Biocompatibilidad 1. Los biomateriales interactivos están diseñados para

provocar ciertas respuestas beneficiosas concretas en el sujeto en quienes se implantan, como crecimiento tisular en el interior del biomaterial (caso, p. ej., de los metales porosos como el titanio y el tantalio).

2. Los biomateriales viables son biomateriales implan-tados que atraen e incorporan células del organismo y son de este modo absorbidos o remodelados por el individuo (p. ej., cerámicas o armazones poliméricos biodegradables para ingeniería tisular funcional).

3. Los materiales biológicamente incompatibles son materiales que desencadenan en el organismo reacciones biológicas inaceptables (p.ej., rechazo de trasplantes o implantes).

Resistencia a la corrosión y la degradación 1. La corrosión es un proceso electroquímico que

típicamente se da sobre sustancias metálicas, que rompe sus uniones químicas y las destruye.

2. La corrosión puede debilitar los implantes metálicos y liberar productos que alteran desfavorablemente su biocompatibilidad y causar dolor, tumefacción y la destrucción de los tejidos circundantes.

3. La corrosión por fatiga de materiales y por sobrecar-ga puede deberse a rasgaduras, muescas, imperfec-ciones de la superficie y a daños durante el trans-porte y el manejo de los componentes metálicos o aleaciones de los dispositivos ortopédicos.

4. La corrosión galvánica es consecuencia de diferen-cias en el potencial electroquímico de dos meta-les o aleaciones metálicas que están en contacto eléctrico, pues ambos son conductores de la electricidad en el líquido intersticial o el plasma del organismo.

5. La degradación de los biomateriales hechos de polí-meros y otras sustancias puede obedecer a diversos mecanismos: despolimerización; enlaces cruzados entre unos átomos y otros en diferentes partes del polímero; degradación oxidativa (la más frecuente); filtración de los aditivos; hidrólisis, y cuarteo o frag-mentación por sobrecarga.

Propiedades mecánicas 1. Carga es la fuerza que actúa sobre un objeto.

2. Las fuerzas de compresión y tensión son las que actúan perpendicularmente a la superficie de aplica-ción de un dispositivo u otro objeto.

3. Las fuerzas de cizalladura son las que actúan en paralelo o tangencialmente a la superficie de aplica-ción de un dispositivo u otro objeto.

4. Las fuerzas de torsión son las que causan que un objeto gire alrededor de un eje.

5. Deformación es el cambio de forma de un material por una fuerza que actúa sobre el mismo.

6. Resistencia es la capacidad de un material de aguan-tar la carga.

7. El módulo de elasticidad mide la capacidad de un material para mantener su forma pese a la aplicación de una carga externa. Cuanto más alto sea el módulo de elasticidad, más resistente es el material.

8. Un material viscoelástico tiene propiedades depen-dientes de la frecuencia o respuestas dependientes del tiempo a las fuerzas aplicadas.

9. Un material isótropo tiene las mismas propiedades mecánicas en todas las direcciones. En general, las cerámicas y los metales son isótropos.

10. Un material anisótropo tiene propiedades diferen-tes según la dirección de la carga. Huesos, músculos, ligamentos y tendones son anisótropos.

Continúa



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Puntos clave a recordar (continuación)

Propiedades de diversos materiales biológicos y de uso médico 1. La dureza y la resistencia del hueso y la acumulación

de energía en su interior aumentan en función de la velocidad con que se aplica la carga.

2. Las fuerzas dirigidas perpendicularmente a las inserciones de los ligamentos causan desgarros por cizalladura de los mismos en sus interfases con el hueso a cargas relativamente bajas.

3. Las aleaciones son mezclas o soluciones de diferen-tes metales o de metales con elementos no metá-licos que modifican sus propiedades biomecánicas, como la resistencia, la dureza, la resistencia a la corrosión y la ductilidad.

4. Las propiedades de los polímeros vienen señaladas por su estructura química (el monómero), su peso molecular (el número de monómeros), su estructura física (la manera como se unen entre sí los monó-meros en el polímero), el isomerismo (las diferentes orientaciones de los átomos en algunos polímeros) y la cristalinidad (la disposición atómica ordenada de las cadenas poliméricas).

5. Las cerámicas son compuestos inorgánicos sólidos formados por elementos metálicos y no metálicos unidos entre sí por enlaces covalentes o iónicos.

6. Las aleaciones de cobalto se encuentran entre los materiales implantados en ortopedia más resisten-tes. Por ello son adecuadas para aplicaciones en zonas de alta carga que requieran larga durabili-dad.

7. El titanio puro se usa para fijación de fracturas en zonas anatómicas en las que no se esperan altas cargas (p. ej., maxilar, muñeca, falanges).

8. El PMMA es el polímero más utilizado en ortopedia.

9. Los radicales libres generados por las diferentes hebras poliméricas de UHMWPE pueden combinarse unas con otras, formando enlaces químicos entre ellas. Las hebras cruzadas resultantes pueden dar origen a un material más duro y más resistente a la abrasión que las que se unieron para formar el polímero original.

10. Los hidrogeles son polímeros blandos, porosos y per-meables que absorben al agua con facilidad.

11. Las cerámicas tienen buena humectabilidad, por lo que admiten la aplicación de capas lubricantes entre sus superficies para reducir el desgaste por roce de las mismas.

12. El fosfato tricálcico b, el fosfato tricálcico a y el sulfato cálcico son alternativas a la hidroxiapatita como materiales para injerto óseo.

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Capítulo 5 Biomateriales · o inyección, la sinterización, la soldadura, la aleación o la inducción de filamentos) Figura 1. A. Tipos de biomateriales 1. ... Algunos ejemplos