Los materiales que se utilizan para aplicaciones biomédicas o clínicas se conocen como biomateriales . El siguiente artículo trata sobre los biomateriales de quinta generación que se utilizan para el reemplazo de la estructura ósea. Para que cualquier material se clasifique para aplicaciones biomédicas, se deben cumplir tres requisitos. El primer requisito es que el material debe ser biocompatible ; significa que el organismo no debe tratarlo como un objeto extraño. En segundo lugar, el material debe ser biodegradable (solo para el injerto); el material debe degradarse o disolverse sin causar daño en el cuerpo del organismo para permitir que reanude el funcionamiento natural. En tercer lugar, el material debe ser mecánicamente sólido; para el reemplazo de estructuras portantes, el material debe poseer una estabilidad mecánica equivalente o mayor para garantizar una alta confiabilidad del injerto.
El término biomaterial se utiliza para materiales que se pueden utilizar en aplicaciones biomédicas y clínicas. Son bioactivos y biocompatibles por naturaleza. Actualmente, muchos tipos de metales y aleaciones ( acero inoxidable , titanio , níquel , magnesio , aleaciones de Co-Cr, aleaciones de Ti), [1] cerámicas ( zirconia , biovidrio , alúmina , hidroxiapatita ) [1] y polímeros (acrílico, nailon, silicona, poliuretano, policaprolactona, polianhídridos) [1] se utilizan para aplicaciones de soporte de carga. Esto incluye reemplazos dentales y uniones o reemplazos de huesos para aplicaciones médicas y clínicas. Por lo tanto, sus propiedades mecánicas son muy importantes. Las propiedades mecánicas de algunos biomateriales y huesos se resumen en la Tabla 1. [2] Entre ellos, la hidroxiapatita es el material bioactivo y biocompatible más ampliamente estudiado. Sin embargo, tiene un módulo de Young y una tenacidad a la fractura más bajos con una naturaleza frágil . Por lo tanto, se requiere producir un biomaterial con buenas propiedades mecánicas.
El módulo elástico se define simplemente como la relación entre la tensión y la deformación dentro del límite proporcional. Físicamente, representa la rigidez de un material dentro del rango elástico cuando se aplican cargas de tracción o compresión. Es clínicamente importante porque indica que el biomaterial seleccionado tiene propiedades deformables similares a las del material que va a reemplazar. Estos materiales que soportan fuerzas requieren un módulo elástico alto con baja deflexión. A medida que aumenta el módulo elástico del material, disminuye la resistencia a la fractura. Es deseable que el módulo elástico del biomaterial sea similar al del hueso. Esto se debe a que si es mayor que el módulo elástico del hueso, entonces la carga es soportada solo por el material; mientras que la carga es soportada solo por el hueso si es menor que el material óseo. El módulo elástico de un material generalmente se calcula mediante la prueba de flexión, porque la deflexión se puede medir fácilmente en este caso en comparación con una elongación muy pequeña en carga de compresión o tracción. Sin embargo, los biomateriales (para reemplazo óseo) suelen ser porosos y los tamaños de las muestras son pequeños. Por lo tanto, se utiliza la prueba de nanoindentación para determinar el módulo elástico de estos materiales. Este método tiene una alta precisión y es conveniente para muestras a microescala. Otro método de medición del módulo elástico es el método no destructivo. También es un método muy bueno desde el punto de vista clínico debido a su simplicidad y repetibilidad, ya que los materiales no se destruyen. [3] [ página necesaria ]
La dureza es una medida de la deformación plástica y se define como la fuerza por unidad de área de indentación o penetración. La dureza es uno de los parámetros más importantes para comparar las propiedades de los materiales. Se utiliza para determinar la idoneidad del uso clínico de los biomateriales. La dureza del biomaterial es deseable si es igual a la dureza del hueso. Si es mayor que la del biomaterial, entonces penetra en el hueso. Una mayor dureza da como resultado una menor abrasión. Como se dijo anteriormente, las muestras de biomateriales son muy pequeñas, por lo tanto, se utilizan pruebas de dureza a escala micro y nanométrica (indentadores Diamond Knoop y Vickers). [3] [ página necesaria ]
La resistencia de un material se define como la tensión máxima que puede soportar antes de que se produzca una fractura. La resistencia de los biomateriales (biocerámicas) es una propiedad mecánica importante porque son frágiles. En materiales frágiles como las biocerámicas, las grietas se propagan fácilmente cuando el material está sujeto a una carga de tracción, a diferencia de la carga de compresión. Hay varios métodos disponibles para determinar la resistencia a la tracción de los materiales, como la prueba de flexión por flexión, la prueba de resistencia a la flexión biaxial y el método de Weibull . En las biocerámicas, los defectos influyen en la fiabilidad y la resistencia del material durante la implantación y la fabricación. Hay varias formas en las que se pueden producir defectos en las biocerámicas, como la sinterización térmica y el calentamiento. Es importante que las biocerámicas tengan una alta fiabilidad, en lugar de una alta resistencia.
La resistencia de los materiales frágiles depende del tamaño de los defectos distribuidos por todo el material. Según la teoría de Griffith sobre la fractura por tensión, el mayor defecto o grieta contribuirá en mayor medida a la falla de un material. La resistencia también depende del volumen de una muestra, ya que el tamaño del defecto está limitado al tamaño de la sección transversal de la muestra. Por lo tanto, cuanto más pequeña sea la muestra (por ejemplo, las fibras), mayor será la resistencia a la fractura. La porosidad de la biocerámica implantada tiene una enorme influencia en las propiedades físicas. Los poros se forman generalmente durante el procesamiento de los materiales. Aumentar la porosidad y el tamaño de los poros significa aumentar el volumen de huecos relativo y disminuir la densidad; esto conduce a una reducción de las propiedades mecánicas y reduce la resistencia general de la biocerámica.
El uso de cerámica como implantes autónomos capaces de soportar tensiones de tracción es un objetivo principal de diseño de ingeniería. Se han utilizado cuatro enfoques generales para lograr este objetivo: 1) uso de la cerámica bioactiva como revestimiento sobre un sustrato metálico o cerámico; 2) fortalecimiento de la cerámica, por ejemplo mediante la cristalización del vidrio; 3) uso de la mecánica de fracturas como enfoque de diseño y 4) refuerzo de la cerámica con una segunda fase.
Por ejemplo, la hidroxiapatita y otros biocerámicos de fosfato de calcio son importantes para la reparación de tejidos duros debido a su similitud con los minerales del hueso natural y su excelente biocompatibilidad y bioactividad, pero tienen poca resistencia a la fatiga y poca fuerza. Por lo tanto, se utilizan óxidos cerámicos bioinertes con alta resistencia para mejorar la densificación y las propiedades mecánicas de los mismos.
La tenacidad a la fractura es necesaria para alterar la propagación de grietas en cerámicas. Es útil para evaluar la utilidad, el rendimiento y el éxito clínico a largo plazo de los biomateriales. Se informa que el material de alta tenacidad a la fractura mejoró el rendimiento clínico y la confiabilidad en comparación con el de baja tenacidad a la fractura. [4] Se puede medir mediante muchos métodos, por ejemplo, fractura por indentación, resistencia a la indentación, viga con entalla de un solo borde, viga con un solo borde preagrietada y viga en voladizo doble.
La fatiga se define como la falla de un material debido a una carga o descarga repetida o cíclica (tensiones de tracción o compresión). También es un parámetro importante para los biomateriales porque se aplican cargas cíclicas durante su vida útil. En esta condición de carga cíclica, se pueden generar microgrietas/defectos en la interfaz de la matriz y el relleno. Esta microgrieta puede iniciar una deformación plástica permanente que da como resultado la propagación de una grieta grande o la falla. Durante la carga cíclica, varios factores también contribuyen a la generación de microgrietas, como el deslizamiento por fricción de la superficie de contacto, el desgaste progresivo, las tensiones residuales en los límites de grano y la tensión debido al corte. [3]
Tabla 1: Resumen de las propiedades mecánicas del hueso cortical y del biomaterial
La fractura por fatiga y el desgaste se han identificado como algunos de los principales problemas asociados con el aflojamiento de los implantes, la protección contra la tensión y la falla final de los mismos. Aunque el desgaste se informa comúnmente en aplicaciones ortopédicas como las prótesis de rodilla y cadera, también es una experiencia grave y a menudo fatal en las válvulas cardíacas mecánicas. Lamentablemente, la selección de biomateriales para la resistencia al desgaste no puede basarse solo en el pensamiento convencional de usar cerámicas duras, debido a su bajo coeficiente de fricción y alto módulo de elasticidad. Esto se debe a que las cerámicas generalmente son propensas a la fractura frágil (tienen una tenacidad de fractura típicamente menor a 1 MPa√m) y necesitan un control de calidad absoluto para evitar la fractura por fatiga en aplicaciones de dispositivos médicos. El desarrollo de biomateriales resistentes a la fractura por fatiga y al desgaste analiza los biocompuestos de dos o más fases diferentes, como en los compuestos de red interpenetrante. La ventaja de estos compuestos es que se pueden incorporar productos químicos de liberación controlada de fármacos, modificadores de fricción, diferentes morfologías para permitir un mejor rendimiento del huésped-implante y entidades químicas para reducir o facilitar la eliminación de los restos de desgaste. De igual importancia son las herramientas desarrolladas para predecir la fractura/desgaste por fatiga utilizando nuevas metodologías que involucran ensayos in vitro, modelado computacional para obtener tensiones de diseño y mapas de fractura/desgaste para identificar mecanismos.
La viscoelasticidad , una propiedad material caracterizada por la extrusión de comportamientos duales sólidos y líquidos, se encuentra típicamente en una variedad de biomateriales basados en polímeros, incluidos los utilizados en dispositivos biomédicos, así como en entornos clínicos. Desde recubrimientos de superficie basados en polímeros en stents liberadores de fármacos hasta redes de tejido enredado que tienen capacidades de soporte de carga e hidrogeles que poseen enlaces cruzados complejos, todos estos ejemplos muestran un comportamiento viscoelástico. A menudo, la teoría de la plasticidad del flujo y la elasticidad lineal se utilizan para describir el comportamiento reológico de los metales y otros materiales duros, pero no se usan comúnmente para explicar el comportamiento material de los biomateriales. La viscoelasticidad a menudo se describe en términos de sus propiedades materiales dependientes del tiempo asociadas con su tiempo característico de relajación de la tensión . Además, la disipación de energía asociada con la parte similar al líquido de la respuesta a una carga aplicada se puede canalizar hacia el módulo complejo, que está representado por dos categorías distintas: una real y otra imaginaria, para la respuesta viscoelástica [10] . La respuesta viscoelástica de un biomaterial se puede modelar mediante modelos matemáticos lineales y, atípicamente, mediante modelos matemáticos no lineales que corresponden a las capacidades de carga del biomaterial en uso.
Existe una tendencia a que los biomateriales poliméricos muestren las mismas características que los materiales sólidos y rígidos en un corto período de tiempo, además de exhibir un comportamiento de flujo excepcional durante períodos de tiempo más largos. Esto se traduce en análisis y estudios a largo plazo enfocados en asegurar la integridad mecánica de estos biomateriales para prevenir la posible deformación y falla mecánica una vez que se emplean en un entorno clínico. El comportamiento viscoelástico generalmente depende de factores como la densidad de reticulación, el peso molecular promedio, el grado de cristalinidad y el grado de enredo, así como la química general del biomaterial. Existen programas de modelado empleados para investigar el comportamiento del material en una variedad de temperaturas y frecuencias aplicadas, así como para disminuir el potencial de complejidad en la síntesis de polímeros a nivel industrial y para uso comercial. Los propios programas a menudo se enfocan en disminuir la tasa de degradación mecánica y ambiental al enfocarse en investigar la sensibilidad a la velocidad, así como la respuesta a la fluencia [11] . Por ejemplo, en los injertos poliméricos que actúan como reemplazos de tejidos, es necesario imitar la respuesta viscoelástica para garantizar una amplia biocompatibilidad y estabilidad estructural durante la vida útil del material.
Los tejidos en sí mismos son, en su nivel fundamental, una amalgama de redes de polímeros entrelazados y reticulados que están compuestos de colágeno, otros compuestos orgánicos que se encuentran en el cuerpo humano y estructuras de cadenas de polímeros largas. El grado en el que se produce el entrelazamiento, el comportamiento de reticulación entre otros compuestos y la capacidad de interpenetración de las redes de polímeros en exceso determinan el carácter sobresaliente de una red de tejidos. Todo, desde las estructuras macroscópicas hasta las disposiciones a nivel atómico en un tejido, como el comportamiento de engarce que se observa en los tendones, puede dar lugar a un comportamiento elástico no lineal que puede expresarse en gran medida debido a las disposiciones intermoleculares dentro del material. Dado que los tejidos se hidrolizan para mantener la función biológica, esto a menudo afecta su rendimiento mecánico, ya que a menudo da como resultado que el componente líquido afecte la respuesta de deformación del material. Además, el grado de reticulación presente en una red de colágeno reticulado individual puede ser propenso al entorno biológico de dicha red reticulada [12] . Teniendo esto en cuenta, las propiedades mecánicas de los tejidos que dependen del tiempo pueden ser increíblemente interdependientes de las interacciones moleculares y del entorno químico en el que se origina un tejido específico. En comparación con otros tejidos, el cartílago articular comienza a agrandarse cuando se lo somete a una descarga y esto pone la microestructura del material en un estado de tensión. El cartílago articular, un biomaterial nativo, generalmente proporciona una base blanda para el extremo final de los huesos estrechos ubicados en las articulaciones sinoviales, al mismo tiempo que proporciona capacidades de lubricación que permiten que las articulaciones interactúen sin fricción excesiva. El cartílago en sí está compuesto de fibra de colágeno dentro de una estructura enredada similar a un gel. Esta estructura de tejido se comporta de manera similar a un sólido viscoelástico en el sentido de que la respuesta a la tensión bajo una carga excesiva depende de la velocidad de la carga. Además, cuando se aplica una carga mecánica al tejido, el fluido es expulsado de las membranas porosas del biomaterial, lo que exacerba la deformación permanente, al mismo tiempo que sofoca el flujo viscoso y disminuye la energía en el material en general. En general, las características viscoelásticas y los atributos viscosos en la fase líquida juegan un papel en el comportamiento dinámico del tejido y los materiales basados en tejidos.