Materiales biocompatibiles, sus propiedades y características

1.
INTRODUCCIÓN.

Hay muchas áreas en las que se utilizan
biomateriales para el cuerpo humano. Estos abarcan muchos campos
de especialización, entre los que se cuentan la cirugía
dental, las especialidades quirúrgicas como ortopedia y la
cirugía plástica, y campos médicos como la
cardiología y la radiología. Este universo de
aplicaciones requiere de una amplia gama de materiales. Muchos de
estos dispositivos, a menudo se instalan en ambientes que
están sujetos a la fricción y al desgaste [1]. Estos
dos factores están íntimamente relacionados con el
tiempo de vida útil y funcional de dichos
componentes.

Por otra parte, las primeras referencias concernientes a
la evaluación acerca de biocompatibilidad de materiales
descritas en la literatura científica, se pueden encontrar
ya en el siglo XIX, fueron carentes de rigor científico, y
que se remontan a 1830; estas, estuvieron orientadas a los
materiales dentales, como el oro, níquel y hierro, entre
otros. Los biomateriales son una clase de materiales de uso
médico, dental o de aplicación farmacéutica, que
se encuentran en íntimo y sustancial contacto con los
tejidos del cuerpo. Estos se distinguen de los demás
materiales, en que tienen una serie de propiedades químicas,
físicas y biológicas, que les permiten mantenerse en un
medio extremadamente hostil hacia ellos, ya que actúan como
cuerpos extraños al medio en que son colocados
[2].

2.
BIOCOMPATIBILIDAD.

La biocompatibilidad se podrá interpretar como el
grado de "aceptabilidad biológica", que a su vez constituye
el estudio de la interacción de los biomateriales con los
tejidos susceptibles de estar en contacto con ellos. La
aceptabilidad biológica podrá ser examinada en varios
niveles de interacción:

1. La interacción entre el material y los
tejidos.

2. La reacción resultante de la degradación
del material.

3. Factores, mecánicos elasticidad, tenacidad,
propiedades tribológicas entre otros.

La interacción puede realizarse tanto del implante
hacia el tejido como a la inversa. Cualquier riesgo
biológico que pueda ser consecuencia de la utilización
de biomateriales, depende de una serie de factores incluyendo el
uso, frecuencia, duración de la exposición, cantidad o
identidad de sustancias migradas al cuerpo humano así como
la actividad biológica de dichas sustancias [4].

La utilización de nuevos materiales en clínica
humana necesitan de una evaluación preclínica
indispensable, que incluye diversos niveles;

a) Caracterización, físico-química, por
las que se realizará el estudio de las características
mecánicas, estáticas y dinámicas, del material en
estudio, así como de su composición química.
Además de extensas pruebas tribológicas, que hasta hace
algunos años se empezaron a realizar.

b) Evaluación biológica que
comprenderá el llamado, estudio de la
biocompatibilidad.

3. RESPUESTA LOCAL DE LOS TEJIDOS
HACIA LOS BIOMATERIALES.

Como aspecto de la biocompatibilidad de un material en
cuanto a los fenómenos que suceden podemos
escribir:

1. Procesos iniciales en la
superficie de un biomaterial.

2. Corrosión y degradación
de biomaterial

3. Respuesta local.

4. Respuesta
sistemática.

Estos cuatro fenómenos son el objetivo de todo
estudio de biocompatibilidad [3]. Es importante lograr que los
materiales no se deterioren. El papel primordial en este
deterioro, lo tiene la reacción entre el tejido y el
biomaterial. Esta reacción es compleja, larga e impredecible
y no difiere en mucho de la que ocurre cuando se producen
lesiones a un tejido, como pudiera ser, los traumatismos o
infecciones, en los que por lo general se presentan respuestas
diferentes de acuerdo al tipo de tejido «agredido»
(tejidos, duros, tejidos conectivos, sangre, etc.).

La inmediata reacción ante cualquier lesión,
es la inflamación. El tiempo de transición entre la
inflamación y la reparación depende de la severidad de
la lesión. La secuencia de eventos que ocurren ante
cualquier agresión, será de inflamación aguda,
inflamación crónica y reparación, teniendo
encuesta que existe una relación entre ellos.

4. EVALUACIÓN DE
BIOCOMPATIBILIDAD.

Para el estudio de cualquier biomaterial, se precisa la
experiencia preclínica, que incluye el estudio de
[5]:

· Características físico-químicas
como: composición, densidad, microestructura, propiedades
termodinámicas, propiedades elásticas.

· Características mecánicas
como es la elasticidad, resistencia, dureza, etc.

· Banco de pruebas para realizar pruebas de:
desgaste, fricción, fatiga, corrosión, envejecimiento
entre otros.

· Evaluación de la
biocompatibilidad.

Entre los diversos factores que incluyen en la
biocompatibilidad de un material se encuentran:

A. Químicas: factores
toxicológicos condicionados por la naturaleza misma del
biomaterial.

Los polímetros, por ejemplo,
podrán ser tóxicos por si mismos o bien por sus
productos de degradación.

B. Eléctricos: las corrosiones de
polarización anódica o catódica: que pueden
presentar los metales, condicionan considerablemente la
corrosión de si mismos. La polarización anódica
entraña una disolución de iones metálicos en el
organismo, resultan altamente perjudiciales.

C. Propiedades de superficie: La superficie
podrá ser hidrofóbica o bien hidrofilica, lo cuál
condicionara la aptitud de las proteínas para la
absorción, y secundariamente la tolerancia del material. Los
materiales hidrófilos (o mojables) son generalmente, los
mejor tolerados.

D. Interacciones mecánicas: se presentan en
la interfase tejido-material, pudiendo ser de tracción,
compresión o cizallamiento.

E. Factores geométricos: la respuesta a un
mismo material será distinta si se presenta en forma masiva
o de partícula. Además la respuesta del tejido
dependerá de su: granulometría, geometría y
cantidad.

La razón más importante para el estudio de
biocompatibilidad es que existen numerosas reacciones adversas
que pueden ser consecuencia del uso de biomateriales, entre ellos
pueden considerarse:

Irrigación. Inflamación.
Toxicidad sistémica. Sensibilización. Mutagenicidad.
Carcinogenicidad.

Interacción con la sangre.
Reacción a partículas extrañas.

Quizás la segunda razón es más importante
para realizar las pruebas biológicas, es la de caracterizare
nuevos biomateriales que poseen mejores y mayores ventajas sobre
las ya existentes.

1.
BIOMATERIALES.

La utilización de biomateriales se origino hace ya
muchos siglos, puesto que se han encontrado ya indicios de
prótesis implantadas en momias egipcias. Mientras que en las
culturas precolombinas se utilizo pedrería fina para
incrustaciones dentales con fines estéticos y de
distinción jerárquica. Sin embargo, fue a partir de la
Segunda Guerra Mundial cuando se empezaron a utilizar en modo
masivo para el tratamiento de pacientes.

Como ya se definió, un biomaterial es un material
destinado a estar en contacto con sistemas biológicos para
evaluar, tratar, aumentar o reemplazar algún tejido,
órgano o función del cuerpo.

La implantación de biomateriales lleva consigo una
lesión hacia los tejidos vivos, siendo su primera
reacción una inflamación a la que seguirá un
proceso reparador y finalmente la cicatrización de la
incisión. La respuesta del tejido conectivo a la
implantación puede producir una fibrosis mínima, por
ejemplo en el caso de un sólido monolítico no toxico,
no habiendo degradación de los tejidos y siendo el proceso
inflamatorio de respuesta semejante al de la cicatrización
de una incisión. Sin embargo la presencia del implante
prolonga el proceso inflamatorio y de reparación,
produciéndose desviaciones de la respuesta fibrotica
mínima, lo que da lugar a la formación de una
"cápsula fibrotica".

También podría darse el caso de una
acción mínima pero muy prolongada debida a los
productos de corrosión, degradación o abrasión. En
este caso, se aprecian fibroblastos y fagositos que provocan la
presencia de un granuloma. La respuesta de los tejidos duros a la
implantación depende de la calidad de hueso y la
relación entre el hueso y el implante, pero en todos los
casos se tiende hacia un crecimiento o remodelación
ósea.

Sin embargo, conviene enfatizar que el cirujano que
lleva a cabo una artroplastia total de cadera, debe estar
familiarizado con la anatomía funcional y la
biomecánica de la articulación que está
reemplazando, así como con la función y los principios
de diseño esenciales de los sistemas de implante de los que
dispone, con el fin de poder seleccionar el implante óptimo
para corregir el problema en cuestión [32].

A pesar de la continua investigación para encontrar
mejores materiales de implante, la combinación clásica
de un metal articulación con polietileno de un peso
molecular ultraelevado (PEPMUE) sigue siendo la más
utilizada. No obstante, la elección de metales en los
implantes articulares totales ha cambiado del acero inoxidable
que utilizó Charnley en un principio, a aleaciones más
resistentes de cobalto o titanio. Las superficies de carga de la
articulación casi siempre se fabrican con una aleación
de cobalto, cromo y molibdeno, debido a su mayor resis- tencia al
desgaste, mientras que los componentes de implantes como el
vástago Femoral de los implantes de cadera a veces se hacen
de una aleación de titanio porque su modulo de elasticidad
se aproxima más al del hueso, produciendo una menor
desfuncionalización del mismo (strress shielding) y formando
una unión más intima con el hueso
adyacente.

La utilización optima de los metales porosos para
la fijación de implantes de rodilla y de cadera aún se
está debatiendo y evaluando. Las características y los
avances en el polietileno de peso molecular ultraelevado (PEPMUE)
son importantes para minimizar el desgaste y la deformación.
Las propiedades del polimetilmetacrilato (PMMA) y los diversos
factores que afectan a su resistencia y determinan su idoneidad
para la fijación también son de primordial importancia
para el cirujano.

6. MATERIALES METÁLICOS
IMPLANTABLES.

Los materiales metálicos, utilizados en implantes
quirúrgicos, eran fundamentalmente el oro y la plata hasta
el siglo XVIII. Posteriormente empezaron a utilizarse los aceros
y ya en el siglo XX, aparecieron los aceros inoxidables y las
aleaciones de cromo-cobalto-molibdeno, siendo en la década
de los años 40 cuando se introdujo el titanio y sus
aleaciones en el campo de la medicina.

Muchos metales pueden ser tolerados por el cuerpo humano
en pequeñas cantidades (Fe, Cr, Co, Ni, Ti, Ta, Mo, W) y en
algunos casos son esenciales, como el caso de hierro en la
hemoglobina cuya misión es el transporte del oxigeno a los
tejidos.

Sin embargo, no todos los materiales metálicos son
aceptados biológicamente por parte de los tejidos. Deben
poseer una buena reacción a la corrosión, ya que si se
llega a presentar, además de que el material se debilita se
produce una liberación de productos de corrosión a los
tejidos circundantes que ejercen efectos no deseables. Los
metales que suplen estas condiciones son los aceros inoxidables,
las aleaciones de base cobalto, el titanio y sus aleaciones y
entre otros de menor uso como el tantalio y metales nobles como
el platino y el oro.

6.1 GENERALIDADES DE LOS METALES.

Los metales difieren considerablemente entre sí,
tanto en la composición química como en la estructura
microcristalina. También puede ocurrir que dos muestras de
metal tengan la misma composición pero microestructuras
diferentes. Las microestructuras diferentes son el resultado de
métodos de procesamiento distintos: la fundición, el
proceso de forja y otros semejantes. La combinación de la
composición y la estructura determinan las propiedades
mecánicas, la resistencia a la corrosión y el resto de
propiedades.

Propiedades de los metales.

Flexión

La Flexión permanente o la rotura del componente de
un implante metálico puede ser por los siguientes factores:
peso y la actividad del paciente, la forma en la que el implante
está sujeto con cemento o hueso, el diseño, el
tamaño, la posición anatómica del componente y el
tipo de metal que se haya utilizado. Obviamente, uno de los
factores principales es la resistencia del metal. Los metales que
se utilizan para implantes tienen diversas resistencias y otras
propiedades mecánicas, y una biocompatibilidad, desgaste y
velocidad de corrosión variables [8].

Fatiga.

La fractura de un componente se origina en la
región de mayor tensión. Puede que se inicie una grieta
y que, con la carga reiterada, esta desarrolle una fractura
completa (Fig. 3-l). Este proceso se denomina fatiga. El
tamaño del grano o del cristal de un metal revela, en
líneas generales, la calidad del metal y es un factor
principal para determinar la resistencia a la fatiga.

Característica del grano o cristal:

· Cuanto más pequeño o más fino es
el grano, más fuerte es el metal y mayor la resistencia a la
fatiga.

· Si los granos son grandes, esto significa que
también son grandes los límites entre los granos que
actúan como amplificadores de presión permitiendo que
las grietas se propaguen fácilmente a través del
metal.

· El tamaño del grano aumenta si se mantiene
un metal a temperaturas elevadas cercanas a su punto de
fusión.

· El tamaño del grano disminuye
aplicando el proceso de foja.

Deformar un vástago de acero inoxidable aumenta el
tamaño de sus granos, principalmente en la superficie
externa (Fig. 3-2). La prensa isostática caliente (PIC) es
un proceso de fabricación en el que se aplica calor y
presión simultáneamente para consolidar una parte. Se
utiliza para consolidar el polvo a un estado sólido con unos
granos de un grosor mucho más fino del que se puede
conseguir con la fundición para reducir la porosidad de las
fundiciones, aumentando así su fuerza y su resistencia a la
fatiga.

Tensión y presión

Algunos de los términos que se usan para describir
las propiedades mecánicas de un metal están ilustrados
en la figura 3-3 y se tratan a continuación.

Aunque una barra o un vástago sólido de metal
son muy duros en comparación con los materiales
plásticos, al principio siguen actuando como muelles cuando
se someten a tensión. Por debajo de su punto de
deformación, recobran su longitud original cuando se retira
la carga. El comportamiento de un metal, tanto por debajo como
por encima de su punto de deformación, se puede determinar
con una prueba de laboratorio, aplicando una carga en
tracción y midiendo el cambio en la longitud de la muestra.
Para eliminar el efecto de las dimensiones del ejemplar, la carga
se divide por la superficie del corte transversal, y el resultado
se denomina presión. Del mismo modo, el cambio en
la longitud se divide por la longitud original del ejemplar, y el
resultado se denomina tensión. La figura 3-3 muestra la
relación de presión-tensión.

.

Fig.3-3 Diagrama de presión-tensión.
Las pruebas de la resistencia a la tensión de las barras
metálicas estándar revelan las diferentes respuestas de
deformación a una sola aplicación de presión (peso
o carga por unidad de superficie del corte transversal de la
muestra). En la pendiente de la curva, los materiales muestran
una cualidad elástica hasta que se les aplica la suficiente
presión como para alcanzar su punto ce- dente (límite
elástico), donde ocurre la deformación permanente. La
pendiente de la curva en la región elástica determina
el módulo de elasticidad (de Young), la relación (v.
arriba) de presión/tensión (cambios fraccionales de
longitud en la dirección de la presión). Un material no
elástico tiene una pendiente pronunciada y por tanto un
módulo de elasticidad elevado. El metal se rompe cuando la
presión sobrepasa la resistencia límite a la
tracción. (El diagrama muestra sólo el efecto de una
aplicación única de presión y no el efecto de la
presión cíclica en el cual entre la tercera parte y la
mitad de la resistencia a punto cedente producirá fracturas
por fatiga en el metal.

Una aproximación de un diagrama de
presión-tensión para un metal dúctil como el acero
inoxidable recocido. Se pueden hacer pruebas y diagramas
semejantes con cerámicas y polímeros e incluso con
tejidos. (No obstante, con los polímeros y los tejidos los
diferentes grados de tensión hacen que varíen los
resultados por la naturaleza viscoelástica de dichos
materiales.)

Prueba de tracción

Las definiciones que vienen a continuación se
entienden mejor si se consulta la figura (3-3). Se presentan en
el orden en el que ocurren los sucesos durante una prueba de
tracción.

1. Elongación: cantidad de
deformación (alargamiento) que produce un esfuerzo de
tracción o una carga. La deformación inicial es
elástica. Después de ceder, se produce una
deformación plástica (v. Ductilidad).

2. Módulo de elasticidad: medida de la
rigidez o dureza de un material. Se calcula por el comportamiento
lineal y elástico inicial, dividiendo la carga
(presión) por la cantidad de deformación (tensión)
en la dirección de la carga. Un alto módulo de
elasticidad indica que el material es rígido: un módulo
bajo, por tanto, indica que el material es más maleable.
Incluso el hueso compacto tiene un módulo de elasticidad
mucho más bajo que el metal, pero mucho más alto que el
cemento acrílico de huesos (Fig. 3-4). El módulo de
elasticidad se refiere a un material, no al implante en
sí. La rigidez de un componente de una artroplastia total
depende del módulo de elasticidad y de la geometría del
dispositivo.

3. Límite elástico: presión
máxima que puede sostener un material sin sufrir una
deformación permanente. En la región elástica, un
metal recobra su forma original al liberar la carga y, al igual
que un muelle, desprende la energía acumulada.

4. Resistencia a la deformación:
presión con la que termina la deformación elástica
y comienza la deformación plástica. El comportamiento
de un metal cuando se trata de cargas que superan la resistencia
a la deformación depende de si este es dúctil o
frágil.

5. Ductilidad: capacidad de un
metal para soportar la deformación plástica sin
romperse.

6. Los procesos metalúrgicos que aumentan la
resistencia de un metal reducen su ductilidad, las aleaciones
para implantes ortopédicos que han sido procesadas para
obtener una re- sistencia elevada suelen tener una
elongación hasta su rotura de un 10% aproximadamente. Un
material frágil (como la cerámica de óxido de
aluminio) es uno que virtualmente no tiene ductilidad. Este tipo
de material no tiene, esencialmente resistencia a la
deformación, sino solamente una resistencia máxima
(v. abajo)

7. Tenacidad: capacidad de un material para
absorber energía deformándose pero sin
romperse.

8. Resistencia límite de
rotura: presión máxima que puede sostener un
material en una sola aplicación sin
romperse.

9. Roturo por fatiga: fractura o rotura de un
metal causadas por aplicaciones repetidas de cargas inferiores al
límite elástico.

10. Resistencia a la fatiga: máxima carga
cíclica que puede sostener un metal sin romperse, cuando es
sometido a un número determinado de ciclos, por regla
general 5 ó10 millones (Fig. 3-5). Ésta es seguramente
la característica más importante de un vástago
femoral, ya que determina la capacidad para resistir el uso
prolongado del implante. Los metales suelen fatigarse al estar
sometidos a cargas cíclicas iguales o superiores a dos
tercios de su re- sistencia límite de rotura. La
comparación de los datos sobre la fatiga puede resultar
difícil. Esto se debe a las diferencias en las cargas
máximas y mínimas que se utilizan, la manera en la que
se aplica la carga (tensión, flexión y demás), la
temperatura de prueba (temperatura ambiental o
corporal) y el entorno (aire, salino, suero, etc.)

Fig. 3-4 El módulo de elasticidad de las
aleaciones de titanio es aproximadamente la mitad que el de los
otros metales que se utilizan para la fabricación de los
componentes femorales. No obstante, el módulo de elasticidad
del titanio es bastante más alto que el del hueso cortical y
el del polimetilmetacrilato. Las zonas sombreadas
indican el intervalo para cada material. (De Tarr RR y cols.
Otrhop Rey 11:23. 1982.)

Fig. 3-5 Un diagrama típico
de fatiga para los metales, mostrando el número de ciclos
hasta la rotura con una presión cíclica determinada. El
metal A presenta un límite de fatiga (la presión por
debajo de ese límite no produce rotura), y el metal B
no.

11. Duración bajo fatiga: número de
ciclos que puede resistir un metal sin romperse cuando es
sometido a una carga cíclica determinada.

12. Límite de fatiga: para ciertos metales
y condiciones de prueba, la carga cíclica que puede soportar
indefinidamente un metal sin romperse. Esto también se
denomina límite de duración. Sólo unos
pocos metales presentan este límite, y el ejemplo principal
es el de las aleaciones de acero probadas en el aire. Por lo
general, las aleaciones de los implantes ortopédicos no
tienen un límite de duración en los líquidos
corporales. Por tanto, clínicamente no existe ninguna
carga garantizada por debajo de la cual nunca ocurrirá la
rotura de un implante, a menos que la duración bajo fatiga
aproximada del implante bajo las cargas a las que está
sometido sobrepase la vida del paciente por mucho. Como se
describe más tarde, este objetivo de diseño se puede
lograr para los vástagos de las prótesis totales de
cadera.

No hay estándares de ASTM (American Society for
Testing and Materials) para el material de implantes o para el
rendimiento de los dispositivos. Sin embargo, hay una serie de
estándares de la ASTM para los materiales de implantes
ortopédicos fabricados por procesos específicos, para
las dimensiones de ciertos componentes de los
implantes como los tornillos y para algunos métodos de
pruebas específicas para materiales ortopédicos e
implantes.

El proceso de fabricación puede mejorar las
características de la resistencia de un metal
considerablemente al minimizar los defectos (como burbujas,
vacíos, escoria y suciedad) y la porosidad de la superficie.
Hay algunas inclusiones presentes en todos los metales, y se han
establecido normas para el máximo número admisible.
Demasiadas inclusiones grandes van a debilitar el componente
(Fig. 3-6); las superficiales actuarán como amplificadores
de presión y proporcionan áreas para la corrosión
de las grietas [39].

Fig. 3-6 Defecto en el vástago. La
superficie fracturada de la parte proximal del vástago de
acero inoxidable revela líneas concéntricas de
propagación de la fractura, pero también hay un hueco
grande triangular por debajo de esta zona al nivel donde el
vástago se había fusionado aparentemente con el cuello
del componente. La rotura del vástago ocurrió 10
años después de su implantación.

Los investigadores han presentado informes sobre los
defectos metalúrgicos de este tipo en algunos vástagos
rotos. Las fallas en los vástagos hacen sospechar siempre
que haya defectos en el diseño o en el metal, el problema
suele ser, por lo general, técnico o
biomecánico.

La naturaleza biológica del hueso permite la
reparación continua de microfracturas por sobrecarga. Sin
embargo los metales carecen de esta característica
curativa.

Existe un estándar para las pruebas de fatiga
cíclica en los vástagos femorales (ASTM F- 1440). Los
suizos piensan que un diseño seguro con una resistencia a la
carga pulsátil algo más baja, de 2.000 N,
siguen siendo aceptables. Una carga máxima de 2.300 N es una
fuerza más de seis veces superior al peso
corporal de la mayoría de los individuos. Las fuerzas que
atraviesan la cadera du- rante actividades normales como subir
escaleras se sabe que se aproximan a cuatro o cinco veces nuestro
peso, así que la especificación suiza parece modesta.
Muchos diseños de vástagos que se usan actualmente
presentan resistencias a la fatiga de 3.000 N o más, y se ha
registrado un diseño con una resistencia a la fatiga de
9.500 N.

El metal ideal para un componente cementado debería
tener una resistencia a la fatiga y a la deformación y una
tenacidad altas. En teoría, un módulo de elasticidad
inferior (menos rigidez) podría ser preferible en un
vástago femoral sin cemento, ya que reduciría la
presión sobre el componente mediante el reparto de la carga
con el hueso, y posiblemente, reduciría la pérdida
ósea causada por la desfuncionalización (stress
shielding). Por el contrario, para un componente cementado
sería preferible un módulo de elasticidad más alto
(más rigidez), ya que reduciría la
presión en el cemento que rodea al componente y el
riesgo de que se rompa el cemento, pero también tendría
desventajas porque el hueso sería capaz de soportar tan poca
carga que podría producir una desfuncionalización y,
por consiguiente, una osteoporosis por desuso, que con el tiempo
ocasionaría un mal soporte del cemento y la rotura de
éste, causando finalmente el aflojamiento del componente.
Está claro que el módulo de elasticidad debe
considerarse en conjunto con otros parámetros del material y
el diseño, y no de manera aislada [36]. Como se muestra en
la figura 3-3, el módulo de elasticidad aproximado para
el cemento, el hueso y los metales ortopédicos en unidades
de GPa se expresa en unas proporciones sencillas:
2(PMMA), 20 (hueso), 100 (titanio) y 200
(acero inoxidable y aleaciones de cobalto). Junto con la
geometría, las proporciones determinan el
reparto de carga. Por ejemplo, si un hueso y un componente de
titanio tuviesen la misma superficie de corte transversal, la
misma forma y estuvieran unidos de manera que se deformaran como
una unidad bajo carga, el titanio soportaría una 100 ÷
(20 + 100), o
5/6, de la
carga.

La corrosión es un proceso electroquímico
superficial que puede debilitar un implante además de
liberar cantidades considerables de iones metálicos local y
sistémicamente. La corrosión es menos frecuente en
las superficies pulidas. A pesar de que las superficies
ásperas a porosas proporcionan una mejor unión entre el
implante y el cemento y una mejor penetración ósea,
dichas superficies pueden presentar diversos tipos de
corrosión como consecuencia del aumento de la superficie y
de la mala circulación de líquidos en los espacios
pequeños y aislados que se forman debido a la textura o la
porosidad.

Todos los metales tienden a corroerse hasta cierto punto
en el entorno hostil salino del cuerpo. No obstante, doblar o
arañar el implante puede deteriorar su capa superficial
protectora, y entonces la corrosión puede acelerar el
proceso de rotura por fatiga resultante de la deformación de
fosas u otras discontinuidades de la superficie, que pueden
actuar como amplificadores de la presión. Todas las
aleaciones de los implantes ortopédicos deben su resistencia
a la corrosión a su capacidad para formar una capa
superficial de óxido adherente, coherente y lo
suficientemente fuerte como para por lo menos resistir la
agresión mecánica. Si se dañan, todos estos
materiales pueden reformar la capa con frecuencia utilizando el
oxígeno de los líquidos corporales que los rodean. El
acero inoxidable se corroe más fácilmente que las
diversas aleaciones de cobalto y de titanio. La pasivación
es la formación cuidadosa de la capa de óxido bajo
condiciones controladas. Las superficies de todos los implantes
de aleaciones de acero inoxidable y de cobalto en los Estados
Unidos se pasivan con un método estándar que utiliza
ácido nítrico (ASTM F-86).

Varios informes atribuyen el aflojamiento de los
implantes a una respuesta alérgica a las concentraciones
locales de iones de cromo, cobalto o níquel que producen
sensibilización. Desgraciadamente, las pruebas cutáneas
con el metal antes de implantarlo pueden ser de poco valor, ya
que el paciente tal vez sólo se sensibilice a éste
después de una acumulación local de
partículas metálicas. Este problema podría
ser más importante con las prótesis totales de metal
sobre metal de cadera. ya que se producen más
partículas metálicas por el desgaste, o en los sistemas
de metal poroso que consiguientemente tienen una mayor área
superficial El problema especial de la biocompatibilidad de las
partículas se trata más adelante en conjunto con el
polietileno de peso molecular ultraelevado (PEPMUE), ya que es la
fuente principal de partículas de desgaste en las
prótesis.

Los posibles efectos nocivos a largo plazo de los
metales, al igual que de los plásticos, son los efectos
cancerígenos de los iones metálicos. Uno de los
motivos básicos de preocupación es que el cromo y el
níquel, dos de los elementos metálicos que tienen en
común las aleaciones de acero inoxidable y de cobalto, son
carcinógenos conocidos. En concreto, se estima que la
liberación de iones metálicos a los líquidos
corporales de los metales porosos es el doble que la de los
metales sólidos. La liberación de las partículas
metálicas también sería superior a la de las
superficies de los implantes debido al incremento en el área
superficial por unidad de masa del material.

Se han detectado tumores en la región de las
artroplastias totales de cadera, que han sido hitiocitomas
fibrosos malignos, pero también se han registrado
osteosarcomas. Los casos registrados se han asociado con
implantes de aleaciones de cromo-cobalto. Los histiocitomas
fibrosos malignos no son raros en los miembros inferiores de
pacientes mayores. No obstante, también se han registrado
tumores malignos en asociación con placas y tornillos de
cromo- cobalto. No hay informes que impliquen al titanio como
carcinógeno [33].

6.2. ACEROS INOXIDABLE.

En 1821 el francés Berthier, quien estaba
familiarizado con los esfuerzos de Stodart y faraday
añadió cromo al acero, descubriendo que esta
aleación presenta un aumento a la resistencia hacia los
ácidos [6], conocidos con el nombre genérico de aceros
inoxidables. En este tipo de aceros, el contenido de cromo es al
menos de un 12%. Este elemento es muy reactivo, produciendo un
recubrimiento de una película superficial tan adherente y
autorenovable que resiste la oxidación aun a temperaturas
elevadas. Se acostumbran a clasificar a los aceros inoxidables en
tres grupos principales según su microestructura y sus
composiciones químicas vienen dadas en el la tabla 1, se
muestra composición química de los principales aceros
inoxidables [7].

A. Aceros inoxidables
martensíticos.

Estos aceros contienen entre un 11.5% y un 18% de cromo.
Los aceros inoxidables martensíticos son magnéticos,
pueden trabajarse en frío sin dificultad, especialmente los
de bajo contenido de carbono, pueden mecanizarse
satisfactoriamente, tienen buena tenacidad, gran resistencia a la
corrosión atmosférica y a algunos agentes
químicos, y se trabajan fácilmente en
caliente.

B. Aceros inoxidables ferríticos.

Este grupo de aceros inoxidables contienen desde un 14%
a un 27% de cromo. El contenido en carbono es bajo y generalmente
presenta más cromo que los de grado martensítico. No se
pueden endurecer por tratamiento térmico sino sólo
moderadamente mediante trabajo en frío. Son magnéticos
y pueden trabajarse en frío o en caliente, pero alcanzan su
máxima ductilidad y resistencia a la
corrosión en la condición de recocido. Su
utilización principal está en las industrias
químicas y alimenticias.

C. Aceros inoxidables
austeníticos.

Son los aceros inoxidables al cromo-níquel y al
cromo-níquel-manganeso que estabilizan la fase
austenítica. Son esencialmente no magnéticos en la
condición de recocido y no endurecen por tratamiento
térmico. El contenido total de níquel y cromo es de por
lo menos 23%. Se pueden trabajar fácilmente en caliente o en
frío [7]. Estos aceros tienen la mejor resistencia a altas
temperaturas y su resistencia a la corrosión es mejor que la
de los aceros martensíticos o ferríticos. Son los
aceros más utilizados en la fabricación de implantes,
sobre todo el 316 (16-18% Cr, 10-14% Ni y del 2 al 32% Mo) y el
31 6L, resultado de reducir el contenido en carbono del
acero 316 de 0.08% al 0.03% para obtener mejor
resistencia a la corrosión. Las propiedades
mecánicas de estos aceros vienen especificadas
en la tabla I. Su aplicación está muy extendida en
sistemas de uso temporal, tales como placas de fractura, tomillos
y clavos.

D. Aceros inoxidables endurecibles por
precipitación.

Estos aceros inoxidables tienen en general menor
contenido de níquel, reduciendo de esta manera la
estabilidad de la austenita. Pueden contener también otros
elementos como cobre, titanio y aluminio, que tienden a formar
precipitados aleados coherentes. [7]

El acero inoxidable (p. ej., ASTM F-138), que tiene un
contenido bajo de impurezas y un pasivado final, es totalmente
apropiado para su implante en el cuerpo humano. Todos los aceros
inoxidables que se utilizan en implantes ortopédicos se
clasifican metalúrgicamente como
«austeníticos» por su estructura
macrocristalina, y no son magnéticos. Son resistentes a la
corrosión principalmente por su contenido en cromo y por el
tipo de superficie de óxido que el cromo ayuda a crear. El
acero inoxidable forjado (p. ej., ASTM F-621) tiene una mayor
resistencia a la deformación que el acero inoxidable colado
(p. ej., ASTM F-745), pero tiene una menor resistencia a la
fatiga que los implantes de aleaciones de cobalto-titanio. Sin
embargo, a pesar de que el acero inoxidable recocido es más
dúctil más fácil de trabajar a máquina que
estas últimas aleaciones, el acero inoxidable ya no se usa
rutinariamente en las prótesis, ya que los componentes
femorales de diseños más antiguos se fracturan. Desde
el punto de vista de la re- sistencia a la corrosión, la
biocompatibilidad la duración bajo fatiga, el acero
inoxidable es inferior a las aleaciones de cobalto y titanio que
se vienen utilizando. Además, actualmente no existe
ningún método satisfactorio para aplicar una superficie
porosa al acero inoxidable. No obstante, este metal todavía
puede emplearse en pacientes mayores cuyas demandas físicas
y expectativas de vida sean limitadas, sobre todo cuando el costo
sea un factor determinante de importancia fundamental
[32].

6.3. ALEACIONES DE BASE COBALTO.

Aunque el cobalto no se aisló como un metal sino
hasta 1735, el color azul impartido por muchos de sus compuestos
de vidrio y cerámicos ya se había utilizado hace miles
de años. El cobalto metálico empezó a encontrar
algunos usos industriales al principio del siglo XX, pero como
metal puro no es particularmente dúctil o resistente a la
corrosión y no tiene mucho que ofrecer por encima de otros
materiales metálicos. Por consiguiente en etapas muy
tempranas de su desarrollo, se realizaron experimentos para
alearlo, en particular Haynes desarrolló una serie de
aleaciones del cobalto-cromo, concediéndose patentes
americanas en 1907, para aleaciones binarias que contienen de 49
a 90% cobalto y en 1913 para las aleaciones de tungsteno-cobalto-
cromo. Puesto que éstas contuvieron cromo, tenían buena
resistencia a la corrosión y se les dio el nombre general de
"estelitas" debido a que en su estructura cristalina
aparecían cuerpos similares a estrellas brillantes. Estas
aleaciones tenían propiedades mecánicas buenas y se
usaron extensivamente en la primera Guerra Mundial como
materiales de herramienta de máquina.

Las aleaciones de Co-Cr-Mo obtenidas por colada y forja
son entre las mas utilizadas para resistir al desgaste en
superficies que actúan como cojinetes, como se observa en
artroplastias de articulación. La Aleación de Co-Cr-Mo
colado. es el que posee mayor resistencia al desgaste, en parte
debido al gran número de carburos que se forman dentro de la
propia aleación debido al proceso de manufactura . Las
aleaciones forjadas Co-Ni-Cr-Mo son de más reciente
fabricación en vástagos de articulaciones sometidas a
cargas severas tales como el vástago femoral de la
cadera.

La ASTM recomienda cuatro tipos de aleaciones de base Co
para aplicaciones en implantes quirúrgicos:

1) Aleación moldeada Co-Cr-Mo (ASTM
F76).

2) Aleación forjada Co-Cr-W-Ni (ASTM
F90).

3) Aleación forjada Co-Ni-Cr-Mo (ASTM
F562).

4) Aleación forjada Co-Ni-Cr-Mo-W-FeO (ASTM
P563).

Sus composiciones químicas se resumen en la tabla
II. Actualmente sólo 1) y la 3) se usan de forma extensiva
en la fabricación de implantes.

Uno de los materiales utilizados en prótesis es la
colada de cobalto, que contienen; cromo y molibdeno (p. ej.,
ASTMF-75). Tiene una resistencia al desgaste a la corrección
excelente, una biocompatibilidad admisible por lo general una
duración bajo fatiga satisfactoria, cuando se emplean
diseños mecánicos apropiados, de tamaño para un
paciente determinado. La tenacidad es idónea,
ya que la resistencia es razonablemente alta, las piezas fundidas
presentan una elongación de un 8% hasta su rotura. No
obstante, el proceso de fundición puede causar proble- mas
que incluyen tamaños de granos demasiado grandes, falta de
homogeneidad y porosidad. Los poros que acaban en zonas con una
carga de tracción alta pueden convertirse en amplificadores
de presión y conducir a la formación de grietas y a la
rotura por fatiga. En consecuencia, se están fabricando
aleaciones de cobalto utilizando técnicas más modernas,
como la inoculación en mol- des, procesos de forja (p. ej.,
ASTM F-96l), y prensa isostática caliente (p. ej., ASTM
F-799), que reducen en gran medida el tamaño de
los granos, la falta de homogeneidad y la porosidad
[32]

6.4. PROPIEDADES DE LAS ALEACIONES BASE
COBALTO.

Los elementos básicos en estas aleaciones forman
una solución sólida de hasta el 65% y el 35% en peso.
Se añade Mo para producir un grano más fino que
produce una mayor resistencia después de moldear o
forjar.

Una de las aleaciones forjadas de base Co con mejores
características es la Co-Ni-Cr-Mo, originalmente llamada
MP35N, que contiene aproximadamente 35% de Co y de Ni en peso.
Tiene un alto grado de resistencia a la corrosión bajo
tensiones en agua de mar o medios salinos clorurados. Es
difícil de trabajar en frío. y sólo la forja en
caliente permite trabajar mecánicamente. Además de la
conformación plástica por forja, otro método para
aumentar la resistencia de la aleación consiste en prensarla
isostáticamente en caliente después de haberla
atomizado en forma de polvo. Las propiedades de desgaste abrasivo
en ambas aleaciones son similares, aunque la de
Co-Ni-Cr-Mo no se recomienda para superficies de contacto de una
prótesis articular por sus pobres propiedades a la
fricción. Esta aleación tiene unas propiedades de
resistencia tensil y a la fatiga especialmente notables. La tabla
III muestra las propiedades requeridas de las aleaciones base
Co.

Debe mencionarse la posibilidad de corrosión de
estas aleaciones en las uniones soldadas. Otro aspecto
interesante es el ritmo de liberación de Ni en la
aleación Co-Ni-Cr-Mo, que difiere sustancialmente del
correspondiente al acero inoxidable 316L. Finalmente cabe
mencionar que el módulo de elasticidad de estas aleaciones
base Co está entre 220 y 234 GPa que es superior al de los
aceros. Este hecho afecta sin duda al proceso de transferencia de
carga entre el implante y el hueso [3].

6.5. EL TITANIO Y SUS ALEACIONES.

La resistencia a la corrosión de titanio en un
entorno de cloruro es excelente y mejor que la de las aleaciones
de acero inoxidable y cobalto. El módulo de elasticidad del
titanio es aproximadamente la mitad del de las aleaciones de
acero inoxidable y de cobalto, lo que supone una ventaja a la
hora de transmitir la carga al hueso, pero la rigidez del titanio
sigue siendo unas cinco veces mayor que la del hueso cortical. La
aleación principal que se utiliza en cirugía
ortopédica es la de titanio, aluminio y vanadio (Ti6A14V),
que se procesa con varios métodos (p. ej., ASTM F-136,
F-620, F-1108). Los implantes de aleaciones de
titanio con una superficie lisa tienen unas resistencias a la
fatiga equiparables a las de las aleaciones de cobalto de
rendimiento medio.

Las cubiertas de bolas o malla de titanio diseñadas
para fomentar la penetración ósea son de titanio (ASTM
F-67) sin aleación (CP. comercialmente puro).