- Biomateriales
- Medios en los que se encuentran
los implantes - Requisitos para los
implantes - Tipos de metales
utilizados - Tipos de
fallas - Diseño de
implantes
La finalidad primordial de este trabajo es la
exposición y análisis de los metales en
implantes
ortopédicos. Teniendo especial cuidado en aludir a los
tipos de metales, sus tratamientos, propiedades químicas y
mecánicas como así también sus fallas
características.
1-1. Material biomédico
Cualquier sustancia o combinación de sustancias,
de origen natural o sintético, que pueden ser usados por
algún período, como todo o como parte de un
sistema que
trata, aumenta, o reemplaza algún tejido, órgano o
función
del cuerpo
1-2. Clasificación
-Según tiempo de
permanencia:
- Material de osteosíntesis: tornillo, clavo,
roscados, clavos intra medulares, placas, clavos-placas, etc.
La función de estos implantes es el sostén o
soporte interno, intra medular, transóseo, adosado o
fijado al hueso. En general pueden ser extraídos cuando
el proceso
biológico reparativo ha terminado, puesto que el hueso
es capaz de soportar las exigencias habituales sin su
auxilio. - Prótesis: se
las emplea para reemplazar total o parcialmente un hueso o una
articulación irreparablemente dañados en su
morfología, estructura o
función.
-Según la naturaleza
química de
los biomateriales, se describe la siguiente
clasificación:
- Polímeros
- Cerámicas
- Materiales derivados de procesos
biológicos - Metales
- Compuestos (combinación de polímeros,
cerámicos y metales)
El tipo de implantes al que referiremos son los metales
los cuales abarcan aproximadamente el 30 % de las aplicaciones de
los biomateriales, y son principalmente utilizados en ortopedia,
marcapasos y como componentes de implantes dentales o válvulas
cardíacas.
2. MEDIOS EN LOS
QUE SE ENCUENTRAN LOS IMPLANTES
2-1. Medio Bioquímico:
Las condiciones en las que tienen que actuar los
implantes quirúrgicos dentro del cuerpo humano,
son muy severas, ya que se trata de un medio con
predisposición a producir corrosión en los metales de estos
dispositivos.
La norma ASTM (G 15) define la corrosión como el
deterioro de un material y de sus propiedades, provocado por
reacción química o electroquímica entre dicho material y su
entorno.
En condiciones normales, los fluidos extracelulares del
cuerpo humano, que
constituyen el medio agresivo, se pueden considerar como
una disolución acuosa de oxígeno
y diversas sales tales como NaCl, MgCl2, KCl, glucosa, etc.
Se trata, por tanto, de un medio electrolítico que
contiene iones cloruro y conduce electrones, lo que facilita que
puedan producirse fenómenos electroquímicos de
corrosión.
Se destacan los muy altos valores que
corresponden al titanio y sus aleaciones,
debido a su capacidad de pasivarse mediante la
formación de capas protectoras de óxido en su
superficie. Por el contrario, la resistencia a la
corrosión en este medio, es mucho menor para el acero inoxidable
316L.
El pH normal de
los líquidos corporales es casi neutro y está
comprendido entre pH 7.2 a 7.4. Este valor baja a
pH 5.2 (ácido) en los lugares donde se produce una herida;
y en hematoma puede llegar a pH 4. En cambio en
casos de infección el pH sube a valores alcalinos. En los
lugares donde se produce corrosión, el medio se vuelve
ácido por medio de los productos
corrosivos, favoreciendo aún más dicho proceso. Los
aceros de cromo, los aceros inoxidables de baja calidad no son
suficientemente resistentes a la corrosión.
2-2. Medio Dinámico:
La perfecta reducción del hueso permite que todo
el implante sea soportado por él, restituyendo de nuevo el
equilibrio de
fuerzas. En este caso solo existen sobre los implantes cargas
relativamente pequeñas y no críticas, y las
complicaciones relacionadas con los implantes son mínimas.
Sin embargo, si el hueso tiene fragmentos faltantes las fuerzas
de carga no están completamente balanceadas ni
distribuidas parejamente. El resultado es la concentración
de tensiones de flexión y torsión sobre las zonas
del implante donde falta el soporte óseo. El implante
soporta cargas cíclicas en estas partes y puede surgir el
riesgo de una
falla por fatiga. La formación y el desarrollo de
grietas de fatiga en el implante no requiere que esté
cargado en el rango de deformación
plástica.
Las tensiones locales ocurren bajo carga en el rango de
deformación elástica y son suficientes para iniciar
las grietas de fatiga en la superficie del implante. El
desarrollo del daño
por fatiga depende del número de ciclos de carga y la
intensidad de la carga. Esto significa que la fatiga depende del
ancho de los espacios en el hueso, de la longitud de los brazos
de palanca, y la intensidad y duración de la carga, si la
condición de fatiga crítica
se desarrolla.
Un implante no sufrirá una fractura por fatiga
mientras el proceso de curado del hueso progrese normalmente,
pues la carga disminuye a medida que el hueso soporta más
carga.
3. REQUISITOS PARA
LOS IMPLANTES
1-Biocompatibilidad.
2-Resistencia a la corrosión en el medio
biológico.
3-Propiedades mecánicas y físicas
compatibles con su función específica en el cuerpo
humano.
4-Resistentes a la fatiga para las aplicaciones de
cargas cíclicas.
5-Óseo integración.
3-1. Resistencia a la fatiga
Los ensayos de
fatiga en los materiales
miden su resistencia a la falla cuando se aplica repetidamente un
esfuerzo inferior a su límite de fluencia. En estas
condiciones se define la resistencia a la fatiga como el esfuerzo
requerido para provocar la ruptura por fatiga en 500 millones de
ciclos. Es por ello que el
conocimiento de su valor resulta fundamental para los
biomateriales, y así poder estimar
su comportamiento
a largo plazo.
4. TIPOS DE METALES
UTILIZADOS
Los metales puros no tienen las resistencias,
elasticidad,
ductilidad y purezas que requieren los distintos tipos de
implantes actualmente utilizados en traumatología y
ortopedia. Por esa razón se recurre a la adición de
uno o mas metales al elemento base para modificar su estructura
cristalina y por lo tanto sus propiedades
físicas.
Cada estructura cristalina se denomina fase; las
aleaciones que tienen mas de una fase se llaman
alotrópicas o polimorfas. El numero de fases de una
aleación depende del numero y cantidad de elementos de que
consta, así como el tratamiento en que ha sido
sometido.
Las tres mayores familias de aleaciones empleadas
son:
•Aleaciones de Cobalto-Cromo-Molibdeno
(Co-Cr-Mo)
•Titanio-Aluminio-Vanadio (Ti-Al-V) y Ti casi
puro
•Aceros inoxidables tipo AISI 316 (L) (en base a
Fe-Ni-Mo)
4.1. Aceros Inoxidables
La forma más común de aceros empleados en
las aplicaciones ortopédicas es la 316L, grado 2,
así designada por la American Society for Testing and
Materials(ASTM) bajo la especificación ASTM F138. La
identificación numérica "316" ubica a la
aleación entre los aceros inoxidables austeníticos;
la "L"se refiere a la baja concentración de carbono
(típicamente menor al 0.03 % en peso). Como todo acero, el
acero inoxidable 316L es una aleación de hierro en
carbono. Los otros constituyentes son mayoritarios se incluyen el
cromo, níquel y molibdeno, con pequeñas cantidades
de manganeso, fósforo, azufre y silicio. Los elementos de
la aleación afectan a la micro estructura y, por lo tanto,
a las propiedades mecánicas y a la resistencia a la
corrosión.
El cromo en la micro estructura forma óxidos
(Cr2O3) muy adherentes a la superficie
metálica, cuando es expuesta al medio ambiente. Esto
permite mejorar la resistencia a la corrosión, limita el
ritmo de corrosión electroquímica de mil a un
millón de veces respecto al metal sin la protección
del óxido. La mayor parte de las aleaciones
metálicas reaccionan fuertemente con el oxígeno, de
modo que la capa de óxido se forma naturalmente cuando el
metal base es expuesto a la atmósfera. Los
métodos
estandarizados (como el baño de ácido
nítrico) son usados para mejorar la capa y asegurar la
resistencia a la corrosión apropiada.
A pesar que el cromo provee la calidad de "inoxidable",
también estabiliza como fase ferrítica, fase
cúbica de cuerpo centrado, que es más débil
que la fase austenítica cúbica de caras centradas.
El molibdeno provee protección adicional a la
corrosión, y el silicio añadido con manganeso
estabiliza la fase ferrítica. Para limitar esta tendencia
se agrega níquel que estabiliza la fase austenítica
y asegura la tenacidad de la micro estructura.
Propiedades del Acero
Tipo | Condición | Tensión de rotura (MPa) | Límite elástico (MPa) | Elongación (%) |
316 | Recocido | 515 | 205 | 40 |
Terminado en frío | 620 | 310 | 35 | |
Trabajado en frío | 860 | 690 | 12 | |
316L | Recocido | 505 | 195 | 40 |
Terminado en frío | 605 | 295 | 34 | |
Trabajado en frío | 860 | 690 | 12 |
La concentración de carbono debe mantenerse baja
en el acero inoxidable 316L para mantener la resistencia a la
corrosión. Las concentraciones altas de carbono induce a
su combinación con el cromo para formar carburos
frágiles segregados en los bordes de grano, debilitando
significativamente al material y promoviendo la fractura por
corrosión. Esta condición, denominada
sensivitivación, es responsable directa de las fallas
mecánicas de las prótesis ortopédicas
fabricadas con altos contenidos de carbono.
Las especificaciones ASTM exigen que el proceso de
manufactura
del acero inoxidable 316L conduzca a micro estructuras
austeníticas, libres de carburos o inclusiones que
comprometan la resistencia a la corrosión. El
tamaño de grano recomendado es pequeño (100
micrones aproximadamente) para asegurar la tenacidad adecuada
para las aplicaciones ortopédicas. El tamaño de
grano puede controlarse durante el proceso de
solidificación, los tratamientos térmicos
ulteriores y el trabajado en frío del material. El acero
inoxidable es trabajado en frío en un 30 % de las
aplicaciones ortopédicas.
Una desventaja potencial del acero inoxidable de las
aplicaciones en prótesis es su susceptibilidad a la
corrosión por tensión o en rendija. En cada proceso
de corrosión hay dos reacciones, una reacción
anódica en la cual el metal es oxidado a su forma
iónica y una reacción catódica en la cual
los electrones son consumidos , (en una solución acuosa
con oxigeno
disuelto). Este proceso reduce el pH, causando la
oxidación metálica.
El agrietamiento por corrosión bajo
tensión resulta por la combinación de las tensiones
aplicadas y la corrosión ambiental, que conducen a la
falla mecánica del material, aun cuando el medio
o la carga, por si mismas, puedan ser insuficientes para conducir
a la falla. El agrietamiento por corrosión bajo
tensión ocurre a bajas tensiones, situación
frecuente en implantes con tensiones residuales: el inicio del
agrietamiento es acelerado por el proceso de corrosión, y
las grietas siguen creciendo bajo las tensiones
aplicadas.
La preocupación sobre la corrosión y los
subsecuentes efectos sobre la biocompatibilidad a largos plazos
ha motivado el empleo del
acero inoxidable en sistemas de
fijación de fracturas. Estas aplicaciones frecuentemente
requieren la remoción del dispositivo al momento que
ocurra la cura del hueso. Las prótesis permanentes han
sido fabricados de acero inoxidable, demostrando que puede ser
usado en aplicaciones de alta exigencia.
4-2. Aleaciones Cr-Co
Las aleaciones de cobalto-cromo incluyen composiciones
inicialmente destinadas a la manufactura por colada (ASTM F75) y
por forjado (ASTM F799) y por trabajado en frío ASTM F790
y F562). Todas estas aleaciones son primariamente de cobalto con
cantidades significativas de cromo para mejorar la resistencia a
la corrosión (como ocurre con el acero inoxidable). El
cromo forma una capa fuertemente adherente de óxido que
provee de la pantalla anti-corrosiva contra el medio. Las
aleaciones F75 y F90 contienen aproximadamente 60 % de cobalto y
28 % de cromo. Las aleaciones F799 y F562 tienen menos cobalto y
cromo, y en su lugar tienen grandes cantidades de otros elementos
de la aleación (aprox. 15 % de tungsteno en la F799 y 35 %
de níquel en la F562 ).
Las propiedades mecánicas de las aleaciones son
el resultado del proceso de manufactura que conducen a distintas
micro estructuras. Por ejemplo la aleación F75 ha sido
frecuentemente usada para la colada de precisión (método de
la cera perdida). Los moldes de cera con la forma y las
dimensiones finales del dispositivo ortopédico son
revestidas con cerámica. Ésta es fogueada en un
horno (la cera se pierde a medida que se funde dentro del molde
cerámico). La aleación F75 fundida se cuela o
presuriza en el molde permitiendo su
solidificación.
El molde cerámico se rompe descubriendo la parte
metálica, la que luego puede ser terminada en el
dispositivo final.
El control de
calidad puede tener problemas
durante el proceso de colada. Si la solidificación es muy
lenta los granos tienen mucho tiempo para crecer, por lo tanto
disminuir la resistencia mecánica del material. En cambio si la
dosificación es muy rápida, el aire en el
interior del molde y los gases
desprendidos durante el proceso de solidificación pueden
quedar atrapados en la micro estructura, causando la
concentración de tensiones indeseables que pueden causar
la falla prematura. Finalmente, si las condiciones de
enfriamiento no son ideales, los carburos que se forman en la
micro estructura son tan grandes, que causan el debilitamiento
del material, reduciendo su ductilidad y su resistencia a la
corrosión.
Para sobrepasar estos problemas, la aleación
puede ser fabricada con técnicas
pulvimetalúrgicas. El polvo fino de la aleación es
compactada y sinterizada formando una pieza tenaz de forma neta.
Luego la pieza es forjada bajo presión y
calentada en la forma final. La micro estructura resultante tiene
un tamaño de grano más pequeña y una
distribución más uniforme que la
aleación colada, por lo tanto con mejores propiedades
mecánicas.
Propiedades de las aleaciones de
Co-Cr-Mo:
Condición | Tensión de ruptura (MPa) | Límite elástico (MPa) | Elongación (%) |
Colado (F76) | 655 | 450 | 8 |
Solubilizado por forjado. Recocido | 795 – 1000 | 240 – 655 | 50 |
Trabajado en frío | 1790 | 1585 | 8 |
Recocido completamente | 600 | 276 | 50 |
La aleación F75 es usada para la
fabricación de revestimientos porosos para la
fijación biológica de prótesis
ortopédicas. Las propiedades resultantes de los
dispositivos con revestimiento poroso dependerá de la
micro estructura del sustrato metálico y de las
partículas empleadas como también del proceso de
sinterizado térmico usado para conectarlas. El sinterizado
involucra temperaturas muy altas (próximas al punto de
fusión
de la aleación).
La aleación F799 para forja posee propiedades
mecánicas que son superiores a la aleación colada.
El forjado en caliente reduce efectivamente el tamaño de
grano, cierra los poros a través de una combinación
de presión y calor , y
rompe los carburos en una distribución
uniforme.
La operación de forjado termomecánico
también induce a la mejora de la micro estructura y las
propiedades mecánicas. Las aleaciones F90 y F562 mejoran
sus propiedades mecánicas en más de un 40% por
medio del trabajado en frío. La adición de
tungsteno en la F90 mejora su maquinabilidad y su
fabricación por trabajado en frío.
La facilidad de fabricación y el amplio rango de
las propiedades disponibles para las aleaciones de cobalto las
hacen ideales para un amplio rango de aplicaciones
ortopédicas, incluyendo todos los componentes
metálicos de todos los reemplazos articulares como los
dispositivos de fijación de fracturas. El contenido de
cromo de estas aleaciones provee de una excelente resistencia a
la corrosión (superior a la del acero inoxidable). El uso
clínico prolongado ha probado que estas aleaciones son
excepcionales por su biocompatibilidad.
Son utilizadas dos tipos de composiciones:
Aleaciones Co-Cr-Mo: utilizadas frecuentemente en
piezas coladas. Material usado desde hace muchos años en
restauraciones dentales. Aleaciones empleadas en articulaciones
artificiales. Tienen buena resistencia a la
corrosión.
Aleaciones Co-Ni-Cr-Mo: utilizadas normalmente
como piezas forjadas. Empleados especialmente en vástagos
de implantes altamente cargados tales como caderas y rodillas.
Resistencia elevada a la corrosión en medio salino y
carga. El trabajado en frío puede incrementar la tenacidad
en más de un 100 % , pero no resulta práctico para
el uso en estructuras grandes como implantes de cadera. Pobre
resistencia al desgaste con el mismo metal y otros materiales.
Resistencia a la fatiga y tenacidad mayores al Co Cr Mo.
Aleación buena para componente de vida útil
prolongada. El cobalto y cromo son los elementos mayoritarios,
formando una solución sólida con hasta un 65 % (en
peso) de Co. El molibdeno promueve la formación de granos
pequeños.
Procesado de aleaciones de
Cobalto-Cromo
Co-Cr-Mo
Coladas en moldes, principalmente hechos a partir de
modelos de
cera. La temperatura
del molde durante la colada (800 – 1000°C) determina el
tamaño de grano del material solidificado. Los granos
grandes debilitan a la aleación a altas temperaturas. En
cambio, los carburos precipitados permiten que sea menos
frágiles.
Co-Ni-Cr-Mo Estas aleaciones son forjadas en
caliente para modelarlas por deformación plástica
sin producirles grietas. Los materiales calentados requieren
menos energía para su deformación. La
aleación en caliente es modelada por compresión
empleando moldes.
4-3. Aleaciones de Ti
El titanio y sus aleaciones son de interés
particular para las aplicaciones biomédicas debido a su
excepcional biocompatibilidad y resistencia a la corrosión
. Su resistencia a la corrosión, provista por una capa
pasiva adherente de óxido de titanio ( TiO2) ,
que excede significativamente las del acero inoxidable y de las
aleaciones de cobalto. La corrosión uniforme en soluciones
salinas es extremadamente limitada y la resistencia a la
corrosión al picado, la intergranular y la de rendija son
excelentes.
Además, las superficies de oxido de titanio y sus
aleaciones, son bien toleradas en contacto con el hueso,
volviéndose óseo integradas con poca evidencia de
la formación de una capa fibrosa entre el hueso y el
implante.
El titanio-CP(ASTM F67) es usado muy extensivamente en
implantes dentales , pero es usado primariamente en
cirugía ortopédica para formar revestimientos
porosos que son sinterizados sobre los componentes de aleaciones
de titanio para los reemplazos articulares. Las propiedades del
titanio-CP dependen del contenido de oxígeno. A bajas
concentraciones el incremento del contenido de oxígeno
mejora las propiedades mecánicas.
Propiedades de las aleaciones de Ti:
Aleación | Tensión de ruptura (MPa) | Límite elástico (MPa) | Elongación (%) |
Ti – Grado 1-4 | 240 – 550 | 170 – 485 | 24 – 15 |
Ti – 6Al – 4V | 860 | 795 | 10 |
La forma más común de titanio utilizado en
aplicaciones ortopédicas es la aleación de
titanio-aluminio-vanadio (ASTM F136). Los elementos primarios de
la aleación son el aluminio y el vanadio que están
limitados a 5,5-6,5 % en peso y 3,5-4,5 % en peso,
respectivamente, de modo que la aleación es frecuentemente
llamada Ti-6Al-4V o simplemente Ti-6-4.
La aleación es usada en implantes
ortopédicos en su forma intersticial extra baja, en la
cual la concentración de oxigeno es mantenida muy baja
para evitar su fragilización y maximizar su resistencia y
ductilidad.
La aleación puede ser mecánicamente
trabajada para alterar sus propiedades. Típicamente, la
micro estructura es una fase alfa de grano fino con la fase beta
presente como partículas aisladas que precipitan en los
bordes de grano.
Esta micro estructura posee excelente resistencia a la
fatiga comparadas con las otras formas de las aleaciones de
titanio. Las propiedades mecánicas de Ti-6Al-4V son
más adecuadas para la mayor parte de las aplicaciones
ortopédicas. El módulo elástico de la
aleación es aproximadamente la mitad de la de los aceros
inoxidables y de las aleaciones de cobalto, haciendo de esta
aleación un candidato ideal para reducir la rigidez
estructural de un dispositivo sin cambiar su forma.
Esta consideración mecánica ha conducido
al uso de la aleación de titanio en dispositivos de
fijación de fracturas y fijación espinal,
incluyendo placas, uñas y tornillos. La misma
consideración ha llevado el uso de la aleación de
titanio en mallas para los reemplazos articulares
totales.
Una desventaja de la aleación de titanio es su
sensibilidad a las muescas. Una concentración de
tensión producida por ralladura o por el uso de pinzas
reduce la vida útil del componente causada por
fatiga.
Otra desventaja del titanio es su baja dureza en
comparación con las aleaciones de cobalto. La dureza
involucra un termino ambiguo, referido a un número de
propiedades mecánicas pero frecuentemente asociado a la
resistencia elástica y a las deformaciones
plásticas.
La aleación de titanio es aproximadamente 15 %
más blanda que la aleación de cobalto. La reducida
dureza del titanio debe considerarse en las aplicaciones
articulares debido a su resistencia al desgaste.
Las observaciones clínicas han demostrado un
significativo rayado y desgaste de las cabezas femorales de
cadera total hechas con aleación de titanio. Las
mediciones de los niveles de titanio y aluminio de los tejidos y fluidos
tomados de articulaciones de cadera, han confirmado el
desprendimiento de cantidades significativas de estos elementos
desde las cabezas femorales. Estas observaciones sugieren que las
aleaciones de titanio que no han sido sujetas a procesados
superficiales adicionales, (implantación iónica) no
deberían ser usadas en superficies articulares.
A pesar de la gran evidencia clínica de la
excelente biocompatibilidad de las aleaciones de titanio , existe
preocupación por la liberación de elementos
citotóxicos como el vanadio, que puede causar problemas
locales y sistémicos.
Esto ha motivado la introducción de otras aleaciones de titanio
en las cuales el titanio ha sido reemplazado por otros elementos
como el niobio.
Las aleaciones de beta titanio han sido destinadas para
aplicaciones ortopédicas. Estas aleaciones tienen
concentraciones de molibdeno mayores que el 10 % para permitir
estabilizar la fase beta a temperatura ambiente.
Las aleaciones beta pueden ser procesadas para alcanzar
módulos elásticos más bajos (cerca del 20 %)
y con resistencia a la corrosión por rendija mejor que
Ti-6Al-4V.
Junto con su excelente formabilidad, las aleaciones beta
son candidatos para un amplio rango de aplicaciones
ortopédicas.
Procesado de Aleaciones de Titanio:
Estas aleaciones son muy reactivas con el oxígeno
a altas temperaturas. Las altas temperaturas de procesado hacen
indispensable el empleo de atmósferas inertes o de
vacío. El trabajado en caliente o el forjado debe ser
conducido a temperaturas menores a 925°C. Los problemas del
mecanizado aparecen debido a la reactividad del titanio con los
otros metales empleados como herramientas o
moldes. Esas dificultades se pueden minimizar utilizando
herramientas filosas a velocidades de corte bajas.
El mecanizado electroquímico es otra forma para
evitar problemas.
4-4. Nuevas Aleaciones
Superaleación MA 956:
El más esperanzador para el empleo convencional
en aplicaciones como prótesis de cadera y rodilla e
implantes dentales.
La MA 956 es una superaleación ferrítica,
procesada vía pulvimetalurgia por
aleado mecánico (MA) y mediante tratamientos
termomecánicos. Su composición química es
Fe-20 %Cr-4,5 %Al-0,5 %Ti-0,5 %Y2O3 (en
masa). Como se ve, lleva incorporado un dispersoide, la ytria,
que le proporciona una fase termodinámicamente estable
cuando es sometida a altas temperaturas (superiores a 1050°C)
y facilita la formación de una capa superficial, de unos 5
µm, de alúmina
α, fina, densa y muy bien adherida. Esta capa proporciona
un excelente comportamiento frente a la
oxidación.
Aleaciones con memoria de
forma:
El efecto memoria de forma está
íntimamente relacionado con la pseudo elasticidad y ambos
se basan en la transformación termo elástica
martensítica (austenita → martensita) que puede
obtenerse por enfriamiento o inducirse por esfuerzos.
En dicha transformación el material modifica su
estructura cristalina a un sistema hexagonal compacto propio de
la martensita, transformación que se produce sin
difusión. Pues bien, la pseudo elasticidad se da si, una
vez inducida una transformación martensítica
mediante un esfuerzo, al cesar éste, la martensita
producida resulta ser inestable en el rango de temperaturas en
que se opera. La deformación producida durante la
aplicación del esfuerzo se recupera al cesar, ya que la
martensita vuelve a la fase inicial.
Dentro de las diferentes posibilidades estudiadas, la
aleación Ni-Ti, combina las características del
efecto memoria de forma y la pseudo elasticidad con una excelente
resistencia a la corrosión y al desgaste, además de
buena compatibilidad, lo que hace de ella un biomaterial muy
apropiado, particularmente en cirugía ortopédica y
odontología.
Así, algunas posibles aplicaciones de estas
aleaciones incluirían arcos de ortodoncia, clips de
aneurismas intracraneales, filtros de vena cava, músculos
de contracción artificial, etc. En Francia y
Alemania ya se
han realizado con ellas algunos implantes ortopédicos como
las grapas. En EE.UU. y Canadá las investigaciones
se orientan hacia implantes cardiovasculares y hacia su
utilización en microcirugía y cirugía no
invasiva. Por último, Rusia y
China las han
utilizado en prótesis coronarias y en implantes de
corrección de columnas vertebrales, sin que hasta la fecha
se hayan producido problemas acusados.
5-1. Macro fallas:
En general, un implante se considera que ha fallado si
debe ser extraído prematuramente y, se asumen dos tipos de
fallas: la primera incluye deformaciones permanentes, fracturas
por sobrecarga, fracturas por fatiga, corrosión, desgaste,
etc., y la segunda por infección, inflamación y otras reacciones del cuerpo
ante la presencia del implante. Las cargas estáticas y
cíclicas, que en general se presentan en forma combinada,
generan en el dispositivo un sistema de tensiones sumamente
complejo a lo que debe sumar que él debe permanecer en un
medio químico hostil.
La "fatiga" que deben soportar determinados dispositivos
sometidos a un gran número de ciclos de carga, es muy
grande, por lo que, los implantes deben estar diseñados
apropiadamente y fabricados con metodologías y materiales
que garanticen comportamiento y durabilidad ilimitada. La
corrosión es otro de los factores altamente peligroso. Los
aceros inoxidables y otras aleaciones son susceptibles a esta
forma de corrosión.
5-2. Micro fallas:
Los implantes pueden estar sujetos a ataques
superficiales por corrosión o desgaste. Estos ataques
pueden ser relativamente suaves. Estos ocurren
microscópicamente, no interfiriendo con el funcionamiento
del implante o la cura del hueso, y no requieren de
reoperación. Sin embargo, el intenso desgaste de los
componentes del implante puede ocasionalmente hacer necesaria la
intervención para su reemplazo.
Por otra parte, la corrosión de implantes
involucrando su disolución, requiere de
reoperación. Estos casos ocurren frecuentemente con
implante fabricados con materiales que no siguen las normas para
implantes ortopédicos.
5-3. Desgaste de metales y aleaciones:
Esta propiedad
resulta especialmente significativa cuando el material se va
a
emplear en prótesis de unión. El desgaste
se produce al entrar en contacto dos cuerpos por medio de una
carga que hace que uno se desplace respecto a otro. Se requiere
una fuerza
paralela a la superficie de contacto que mantenga la velocidad
constante, superando así la fuerza de fricción. En
las articulaciones artificiales de cadera o de rodilla
intervienen conjuntamente componentes metálicos que se
deslizan bajo carga, con componentes poliméricos.
Así, además del posible desgaste del material
metálico hay que considerar el desgaste del
polietileno.
La aleación Ti-6Al-4V ampliamente utilizada para
la fabricación de prótesis
osteo articulares, presenta como principales ventajas,
baja densidad, buenas
propiedades mecánicas, gran biocompatiblidad y elevada
resistencia a la corrosión y a la fatiga. Sin embargo, al
igual que las restantes aleaciones de titanio, tiene una limitada
resistencia al desgaste, debido a su baja dureza. Para salvar
este inconveniente se ha descubierto que mediante
nitruración superficial en horno eléctrico (4 horas
a 1.100° C), en atmósfera de nitrógeno, se
obtienen capas de TiN, compactas, homogéneas y con una
dureza 3 veces superior a la del material de partida.
Además la adherencia de estas capas al substrato
es total, sin que aparezcan grietas en el
recubrimiento.
6. DISEÑO DE
IMPLANTES
Todas las restricciones fisiológicas hacen que el
diseño
del implante ideal no sea posible; optándose con un
diseño que comprometa algunos de los factores. Por otra
parte, la compatibilidad biológica, la duración del
implante es uno de los requisitos básicos. El implante no
puede diseñarse con márgenes de seguridad altos
para todas las condiciones de carga pues el volumen y la
rigidez excederían los límites
biológicos. Un implante diseñado para una
resistencia mecánica y a la fatiga altas podría ser
demasiado rígido y podría apantallar el hueso de
las tensiones de carga fisiológica. Esto conduciría
a la rarefacción de la estructura ósea.
Si la elasticidad de las placas y tornillos no
está en relación adecuada uno a otro o al hueso,
los tornillos pueden expulsarse fuera del hueso o pueden
romperse.
Si por el contrario, la placa es muy flexible la
unión ósea puede fallar. Si las áreas
cubiertas por las placas son muy grandes el suministro
sanguíneo puede ser deficiente.
Los implantes son usualmente diseñados para
mantener su forma a menos que ocurra un accidente. Como se ha
discutido previamente la resistencia a la fatiga no es ilimitada.
Se han desarrollado técnicas quirúrgicas adecuadas
para alcanzar fijaciones estables.
LIMITACIONES DEL DISEÑO DE
IMPLANTES
*Márgenes de seguridad mecánicos altos:
volumen y rigidez altos, incompatibilidad
biológica.
*Resistencia mecánica y a la fatiga altas:
implante rígido, reducción de la carga sobre hueso,
mal crecimiento óseo.
*Elasticidad de placas y tornillos alta: tornillos
expulsados del hueso, falla de crecimiento.
*Placas grandes: deficiente irrigación
sanguínea, mal crecimiento óseo.
Los tres grandes grupos de
aleaciones metálicas utilizadas en implantes son: aceros
inoxidables (316L), aleaciones Cr-Co (Cr-Co-Mo y Cr-Co-Ni-Mo) y
las aleaciones de Ti (Ti-6Al-4V). Cada una de ellas presentan
diferentes propiedades, ventajas y desventajas dependiendo de sus
usos y finalidades.
Hasta el día de hoy las aleaciones de Ti parecen
ser las más aptas debido a su amplio campo de
aplicación y propiedades. Sin embargo estudios
clínicos han revelado ciertos problemas locales y
sistemáticos en el cuerpo humano. Por ello nuevas
aleaciones tales como la Superaleación MA 956 y las
aleaciones con memoria de forma están cobrando mayor
importancia.
Benjamin Bianchi