INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL
Escuela Superior de Ingeniería Mecánica y Eléctrica
Unidad Zacatenco
Sección de Estudios de Posgrado e Investigación
ANÁLISIS DEL COMPORTAMIENTO VISCOELÁSTICO
EN MATERIALES COMPUESTOS UTILIZANDO
NANOINDENTACIÓN
T E S I S
QUE PARA OBTENER EL GRADO DE:
DOCTOR EN CIENCIAS EN INGENIERÍA MECÁNICA PRESENTA:
M. En I. ARIEL FUERTE HERNÁNDEZ
.
MT,S
TITU TO
POLI
TEC|VCO
|YACI O|YAL
SECRETARÍA DE INVESTIGACIÓIV Y POSGRADO
CARTA CESIOI{ DE DERECHOS
En 1a Ciudad de México, D.F. el día 10 del mes de Enero del año 2014, el (1a) que suscribe
M. en
I.
Ariel Fuerte Hernríndez alumno(a) del Programa de Doctorado en Ciencias en Ingeniería Mecánica, con número de registro A100465, adscrito(a) a la Sección de Estudiosde Poserado e Investieación de la E.S.I.M.E. Unidad Zacatenco, manifiesto(a) que es el (la)
autor(a) intelectual del presente trabajo de Tesis bajo la dirección del (de la, de los) Dr. Ricardo Gustavo Rodriguez cañizo y Dr' orlando susarre)¡ Huerta y cede los derechos del
trabajo
titulado
ANÁftStS
O¡,f
COVIpORTAUIENTO VtSCOptÁSUCO
pN MATERIALES COMPUESTOS UTILIZANDO NANOINDENTAeIQN,al
Instituto Politécnico Nacional para su difusión, con fines académicos y de investigación.Los usuarios de la información no deben reproducir el del trabajo Sin el permiso expreso del (de la) autor(a)
puede ser obtenido
escribiendo
acontenido textual, gráficas o datos ylo director(es) del trabajo. Este
las
siguientes
direcciones fuertehernan dez ahoo.com.mx. rgrodri rtez(A,ion.mxv
osusarrey(ñ,yahoo.com.Si
elpermiso se otot5L,
del mismo.
el usuario deberá dar el agradecimiento correspondiente y citar la fuente
A Dios:
Por darme la oportunidad una vez más de concluir con esta etapa de mi vida.
A OJOS:
Por toda la paciencia, por su apoyo incondicional y su compañía a lo largo de este proyecto,
pero sobre todo por todo su amor mostrado y por creer en mí como nadie… Muchas gracias
por darme momentos inolvidables y por estar a mi lado en las buenas y en las malas, estoy
muy orgulloso de ti y de lo que eres… ¡te amo!
A mi familia: mi madre María Eugenia Hernández Robles, mi padre Marcos Humberto
Fuerte Rivera y mi hermano Pedro Damián Fuerte Hernández, que siempre me han apoyado incondicionalmente en todo momento y que gracias a todos sus sacrificios soy lo
que soy. ¡Los admiro, estoy muy orgulloso de todos ustedes y agradecido de tenerlos!…
A mi abue Chole: por todo lo que me ha enseñado, por su amor y cuidados y por su infinita
paciencia…
A todos mis familiares que en determinado momento me apoyaron y lo siguen haciendo, les agradezco profundamente.
A mis Directores de Tesis: Dr. Ricardo Gustavo Rodríguez Cañizo y Dr. Orlando
Susarrey Huerta por apoyarme siempre en todas las circunstancias que se presentaron a lo largo de este proyecto.
Al Instituto Politécnico Nacional por todas las satisfacciones obtenidas y por brindarme la oportunidad de seguir superándome profesional y personalmente sirviendo a la sociedad.
Al CONACYT por todo el apoyo brindado durante todo este tiempo.
Al Hospital de Ortopedia “Magdalena de las Salinas” del IMSS por permitirme el acceso a sus instalaciones y por todas las facilidades otorgadas. Un agradecimiento muy
especial a la Dra. Elizabeth Pérez Hernández, al Dr. Manuel Ignacio Barrera García y
al Dr. Torres por regalarme su tiempo y apoyo asesorándome en todo momento, y por sus
valiosas aportaciones y consejos… ¡Muchas gracias!
Al Centro de Nanociencias y Micro y Nanotecnologías (CNMN) por la facilidad otorgada en todo momento para desarrollar mi trabajo experimental. Un agradecimiento
muy especial al Dr. Israel Arzate Vázquez y al Dr. Juan Vicente Méndez Méndez por
su amistad y por sus valiosas aportaciones y consejos… ¡Muchas gracias!
A la Escuela Superior de Medicina y Homeopatía por permitirme el acceso a sus
instalaciones y facilitarme el equipo necesario para realizar mí trabajo. Un agradecimiento
muy especial a la Dra. Nury Pérez Hernández por todo su apoyo.
Al SEMEFO de la ciudad de México por abrirme las puertas de sus instalaciones y por todas las facilidades otorgadas.
A todos mis compañeros y amigos con los cuales compartí enseñanzas y momentos muy agradables.
RESUMEN.
Se presenta un trabajo en conjunto entre el I.P.N. en la Sección de Estudios de Posgrado e Investigación de la ESIME Unidad Profesional Zacatenco y el I.M.S.S. mediante la Unidad Médica de Alta Especialidad Magdalena de las Salinas del Hospital de Ortopedia Dr. Victorio de la Fuente Narváez en la División de Educación e Investigación en Salud. Consiste en determinar las correlaciones en el comportamiento viscoelástico de tejido óseo trabecular proveniente del cóndilo femoral distal porcino y un xenoinjerto de origen porcino. El xenoinjerto fue obtenido mediante un proceso de descelularización del cóndilo femoral distal porcino, dicho proceso fue realizado de acuerdo con protocolos existentes en la literatura que ya han sido utilizados para la obtención de este tipo de materiales en aplicaciones clínicas. La evaluación mecánica se realizó tanto en las muestras de hueso trabecular del cóndilo femoral distal porcino como en el xenoinjerto mediante la técnica de nanoindentación. El objetivo fue evaluar las diferencias y/o similitudes en el comportamiento viscoelástico del hueso trabecular proveniente del cóndilo femoral distal porcino antes y después de retirar la matriz orgánica. Dentro de los resultados obtenidos fueron evaluados el coeficiente de rigidez, la dureza del material, el módulo de Young y el creep.
ABSTRACT.
CONTENIDO.
ÍNDICE DE FIGURAS. ... i
ÍNDICE DE TABLAS. ... iv
HIPÓTESIS. ... viii
OBJETIVO GENERAL. ... viii
OBJETIVOS PARTICULARES. ... viii
JUSTIFICACION. ... ix
INTRODUCCIÓN. ... xii
CAPÍTULO I ANTECEDENTES. 1.1.- Introducción. ... 1
1.2.- Antecedentes de los injertos óseos. ... 2
1.3.- Caracterización mecánica de biomateriales. ... 7
1.4.- Caracterización mecánica de biomateriales a nivel tejido. ... 10
1.5.- Caracterización mecánica de biomateriales a nivel microestructural. ... 13
1.6.- Planteamiento del problema. ... 19
CAPÍTULO II MARCO TEÓRICO. 2.1.- Introducción. ... 22
2.2.- Biomecánica del tejido óseo. ... 23
2.3.1.- Biomecánica a nivel tejido. ... 26
2.3.2.- Dependencia del índice de carga en el hueso. ... 29
2.4.- Indentación y Método Oliver & Pharr... 31
2.5.- Teoría de viscoelásticidad. ... 40
2.5.1.- Analogías basadas en resortes y amortiguadores. ... 45
2.5.2.- Análisis matemático del modelo Maxwell. ... 48
2.5.2.- Análisis matemático del Modelo Kelvin-Voight. ... 51
2.5.3.- Análisis matemático del Modelo de Tres-Elementos. ... 53
2.6.- Sumario ... 58
CAPÍTULO III ANÁLISIS EXPERIMENTAL DEL COMPORTAMIENTO VISCOELÁSTICO DEL TEJIDO ÓSEO. 3.1.- Introducción ... 59
3.2.- Planteamiento del diseño experimental. ... 61
3.3.- Análisis morfométrico del cóndilo femoral distal porcino... 62
3.4.- Procedimiento para la determinación de las propiedades mecánicas de hueso trabecular. ... 64
3.4.1.- Preparación de las muestras. ... 66
3.4.2.- Calibración del equipo de nanoindentación. ... 70
3.4.3.- Desarrollo de las pruebas de nanoindentación. ... 70
3.4.4.- Post procesamiento de los datos obtenidos. ... 71
3.5.- Proceso de descelularización. ... 72
3.5.1.- Eliminación de la grasa. ... 74
3.5.2.- Descelularización final. ... 76
3.6.- Resultados de las propiedades mecánicas del hueso trabecular del cóndilo femoral distal porcino y del xenoinjerto. ... 77
3.5.2.- Gráficas de creep para las muestras analizadas. ... 80
3.7.- Sumario. ... 83
CAPÍTULO IV ANÁLISIS DE RESULTADOS. 4.1.- Introducción. ... 85
4.2.- Análisis comparativo para los resultados experimentales de HIT EIT y S. ... 86
4.3.- Análisis comparativo para los resultados experimentales de CIT... 88
4.4.- Análisis general. ... 89
CONCLUSIONES. ... 93
TRABAJOS FUTUROS. ... 95
REFERENCIAS. ... 96
ANEXO A: CONSIDERACIONES CLÍNICAS ... 115
A.1.- Introducción. ... 116
A.3.- Tejido óseo compacto (hueso cortical). ... 123
A.4.- Tejido óseo esponjoso (hueso trabecular). ... 125
A.5.- Injertos usados como sustitutos óseos. ... 128
ÍNDICE DE FIGURAS.
CAPÍTULO I
Figura 1.1.- Clasificación de la Biomecánica. ... 2 Figura 1.2.- Evolución de los biomateriales en el campo de los injertos óseos. ... 6
CAPÍTULO II
Figura 2.1.- Curva carga-deformación. A-B: Región elástica; B-C: Región plástica; D-D’: Deformación permanente. ... 24 Figura 2.2.- Curvas esfuerzo-deformación unitaria de la red de colágeno, con y sin
tratamientos. ... 25 Figura 2.3.- Curva esfuerzo-deformación unitaria de hueso cortical y trabecular con
diferentes densidades aparentes. Prueba a compresión. ... 27 Figura 2.4.- Curva esfuerzo-deformación unitaria para tres materiales diferentes. ... 28 Figura 2.5.- Hueso cortical. a) Sometido a tensión; b) Sometido a compresión. ... 29 Figura 2.6.- Comportamiento anisotrópico del hueso cortical de la diáfisis femoral humana. Ensayo a tensión bajo diferentes orientaciones. ... 29 Figura 2.7.- Dependencia de los índices de velocidad de aplicación de la carga del hueso cortical en ensayos de tensión. ... 30 Figura 2.8.- Geometría de contacto del indentador. ... 33 Figura 2.9.- Representación esquemática de la típica curva carga-profundidad. ... 34 Figura 2.10.- Representación esquemática del contacto del indentador en una muestra. .... 36 Figura 2.11.- Gráfica de creep en una prueba de indentación. ... 39 Figura 2.12.- Gráfica de relajación en una prueba de indentación. ... 40
Figura 2.13.- Indentación para creep. a) Curva de indentación; b) Gráfica de fuerza aplicada y curva de creep. ... 41
Figura 2.14.- Indentación para relajación. a) Curva de indentación; b) Gráfica de profundidad de indentación aplicada y curva de
relajación. ... 42 Figura 2.15.- Comportamiento viscoelástico para el creep y la relajación: a) Modelo Maxwell; b) Modelo de Kelvin-Voight; y c) Modelo de Tres-Elementos. ... 45 Figura 2.16.- Analogía entre un resorte lineal y un sólido elástico. ... 45 Figura 2.17.- Diagrama de índice de esfuerzo-deformación unitaria para un fluido
ii
Figura 2.20.- Análisis matemático para el Modelo Maxwell. ... 48
Figura 2.21.- Modelo Kelvin-Voight. ... 51
Figura 2.22.- Modelo de Tres-Elementos. ... 53
Figura 2.23.- Modelo de Tres-elementos representado por unidades Ay B. ... 54
Figura 2.24.- Gráfica esfuerzo-deformación unitaria para el creep. ... 56
Figura 2.25.- Gráfica velocidad de deformación-Tiempo para creep... 57
CAPÍTULO III Figura 3.1.- Diagrama de flujo del diseño experimental. ... 62
Figura 3.2.- Microscopio utilizado para el análisis morfométrico del tamaño de los poros de hueso trabecular. ... 63
Figura 3.3.- Hueso trabecular femoral distal porcino con una magnificación de 5X. ... 64
Figura 3.4.- Proceso para la preparación de las muestras. ... 66
Figura 3.5.- Fémur porcino. ... 67
Figura 3.6.- Sierra para hueso y corte del fémur. ... 67
Figura 3.7.- Accesorios utilizados para el corte de las muestras. ... 68
Figura 3.8.- Muestra de hueso trabecular. a) Corte con sacabodaos; b) Corte de los extremos con moto-herramienta. ... 68
Figura 3.9.- Baño ultrasónico de las muestras. ... 69
Figura 3.10.- Lijado y pulido de las muestras. ... 69
Figura 3.11.- Muestras después de ser pulidas. ... 69
Figura 3.12.- Equipo de nanoindentación. ... 70
Figura 3.13.- Geometría y dimensiones finales del xenoinjerto. ... 72
Figura 3.14.- Proceso para la descelularización del cóndilo femoral distal porcino. ... 73
Figura 3.15.- Autoclave utilizada para retirar el tejido adiposo del hueso trabecular. ... 74
Figura 3.16.- Gráfica Fn-Pd del fémur bajo la condición: 10 mN – 30 mN/min – 30 mN/min - 10 s. ... 79
Figura 3. 17.- Gráfica Fn-Pd del fémur bajo la condición: 10 mN – 120 mN/min – 120 mN/min - 10 s. ... 79
Figura 3.18.- Gráfica Fn-Pd del fémur bajo la condición: 10 mN – 120 mN/min – 120 mN/min - 30 s. ... 80
Figura 3.20.- Gráfica de creep del fémur bajo la condición: 10 mN – 30 mN/min – 30 mN/min - 10 s. ... 80
Figura 3.21.- Gráfica de creep del fémur bajo la condición: 10 mN – 120 mN/min – 120 mN/min - 10 s. ... 81
Figura 3.22.- Gráfica de creep del fémur bajo la condición: 10 mN – 120 mN/min – 120 mN/min - 30 s. ... 81
Figura 3.24.- Gráfica de creep del xenoinjerto bajo la condición:
10 mN – 120 mN/min – 120 mN/min - 10 s. ... 82
Figura 3.25.- Gráfica de creep del xenoinjerto bajo la condición: 10 mN – 120 mN/min – 120 mN/min - 30 s. ... 83
CAPÍTULO IV Figura 4.1.- Gráfica comparativa para la dureza de indentación (HIT) entre el fémur y xenoinjerto bajo tres diferentes condiciones. ... 86
Figura 4.2.- Gráfica comparativa para el módulo elástico de indentación (EIT) entre el fémur y xenoinjerto bajo tres diferentes condiciones. ... 87
Figura 4.3.- Gráfica comparativa para el coeficiente de rigidez de indentación (S) entre el fémur y xenoinjerto bajo tres diferentes condiciones. ... 88
Figura 4.4.- Gráfica comparativa para el creep (CIT) entre el fémur y xenoinjerto bajo tres diferentes condiciones.. ... 89
ANEXO A Figura A.1.- Composición ósea, estructura, y funciones. ... 117
Figura A.2.- Factores extrínsecos asociados con el daño óseo. ... 118
Figura A.3.- Factores intrínsecos asociados con el daño óseo. ... 119
iv ÍNDICE DE TABLAS.
CAPÍTULO II
Tabla 2.1.- Especificaciones del indentador Berkovich en función del área ... 38
CAPÍTULO III
Tabla 3.1.- Condiciones de prueba para el creep. ... 71 Tabla 3. 3.- Símbolos de cantidades físicas utilizados por el equipo. ... 71
Tabla 3.4.- Promedio E, υ, y Desviación Estándar. ... 77
HIPÓTESIS.
El coeficiente de rigidez del tejido óseo trabecular proveniente del cóndilo femoral distal disminuye una vez que se le retira la matriz orgánica, afectando su comportamiento viscoelástico.
OBJETIVO GENERAL.
El objetivo de este trabajo es evaluar las diferencias y/o similitudes en el comportamiento viscoelástico del hueso trabecular proveniente del cóndilo femoral distal porcino antes y después del proceso de descelularización empleado para el desarrollo de injertos médicos.
OBJETIVOS PARTICULARES.
Hacer una investigación sobre el estado de arte y la teoría referente al
comportamiento viscoelástico en tejido óseo e injertos utilizados como sustitutos óseos.
Desarrollar ensayos mecánicos mediante la técnica de nanoindentación en hueso
trabecular proveniente del cóndilo femoral distal porcino.
Desarrollar un xenoinjerto mediante un proceso de descelularización del cóndilo
femoral distal porcino.
Desarrollar ensayos mecánicos mediante la técnica de nanoindentación en el
xenoinjerto desarrollado.
Analizar, evaluar y comparar el comportamiento viscoelástico a nivel micro de las
ix JUSTIFICACION.
Actualmente, no existe en la literatura datos sobre las diferencias en el comportamiento viscoelástico entre hueso trabecular y xenoinjertos provenientes del cóndilo femoral distal de especímenes porcinos analizados mediante la técnica de nanoindentación. El uso de este tipo de xenoinjertos médicos en pacientes con problemas relacionados con el sistema músculo-esquelético tiene un gran potencial de aplicación en nuestro país. El desarrollo de un xenoinjerto de origen porcino mediante la descelularización y eliminación de la matriz orgánica utilizando procesos que garanticen la estabilidad mecánica y estructural del material bajo condiciones de carga fisiológicas normales, aseguran el éxito en aplicaciones clínicas.
Por lo tanto, los injertos óseos son una excelente opción para la reparación y/o regeneración de defectos óseos en donde es posible, ya que proporcionan estabilidad mecánica y restauran al sistema músculo-esquelético cuando este ha sufrido algún tipo de daño, ya sea por alguna patología (congénita o adquirida) o debido a traumatismos. Se emplean con mayor frecuencia en resecciones tumorales durante cirugías del sistema locomotor, sin embargo, también son frecuentes cuando se realizan ajustes de prótesis y en defectos debidos a infecciones óseas. En lo que respecta a la columna vertebral, el uso de injertos óseos es frecuente en cirugías de fusiones vertebrales (artrodesis) y artroplastias debidas a factores patológicos y traumáticos, los más comunes son las desarrolladas por efectos mecánicos, la osteoporosis, y finalmente las malformaciones congénitas.
Actualmente en la Unidad Médica de Alta Especialidad (UMAE) “Magdalena de las
Salinas” del Hospital de Ortopedia “Dr. Victorio de la Fuente Narváez” del IMSS se
emplean tratamientos tradicionales para la reparación de defectos en el tejido óseo de la columna lumbar (dispositivos de fijación, prótesis, etc.), sin embargo, aunque en menor medida, también se emplean sustitutos de tejido óseo. Los médicos especialistas tienen que decidir mediante diagnósticos y estudios clínicos, el tratamiento a seguir para la reparación de dichos defectos óseos con el objetivo de proporcionar estabilidad mecánica en la zona afectada.
mismo Hospital y del IMSS (Gómez, 2012), la lumbalgia es uno de los principales factores que resultan en intervenciones quirúrgicas de la columna vertebral, y esto se debe principalmente a problemas causados por efectos mecánicos originados por sobrepeso, malas posturas, traumatismos y por sedentarismo. Esto ocasiona una reducción en la calidad de vida de los pacientes y grandes pérdidas económicas para la sociedad en general. Las técnicas quirúrgicas para reparación de defectos en la columna lumbar donde se utilizan mayormente injertos son la discectomía combinada con instrumentación y la fusiones percutáneas o mini-acceso con fusión intersomática lumbar transversal o injerto posterolateral, ya que la clásica fusión posterolateral sin instrumentación utilizando únicamente injertos óseos, está prácticamente en desuso (Abadal y otros, 2011).
Mientras que Pérez, 2010 encontró que la fusión vertebral es un procedimiento quirúrgico que se realiza con frecuencia, empleándose autoinjerto de la cresta iliaca como el estándar de oro para la artrodesis vertebral, y que existe una utilización del 62.5% de xenoinjertos, 25% de autoinjertos, y 12.5% fueron aloinjertos. Asimismo, se menciona que el mayor éxito para la osteointegración del injerto es mediante la combinación de técnicas quirúrgicas como la artrodesis y el enriquecimiento con potenciadores óseos. En el segmento lumbar los xenoinjertos con la aplicación de potenciadores óseos se han registrado tazas del 96% fusión, sin embargo la mejor taza de fusión la tiene la aplicación de autoinjerto con proteínas morfogenética humana recombinante con una taza de fusión del 100%.
Por otro lado, cuando se elige utilizar injertos como sustituto de hueso trabecular, a menudo estos no cuentan con una adecuada integración al momento de ser injertados, y por lo tanto, no se logra una estabilización mecánica del tejido dañado. Parte de este problema, radica en el hecho de que los injertos no son evaluados mecánicamente antes de ser utilizados en pacientes, por lo que tienden a fallar una vez colocados y posteriormente es necesario volver a intervenir quirúrgicamente.
xi
INTRODUCCIÓN.
La Biomecánica es una disciplina que tiene una importancia relevante en el estudio del funcionamiento del cuerpo humano y otros seres vivos, ya que complementa a otras ramas de la ciencia como la Medicina y la Biología, pero además conjuga disciplinas como la Física y la Ingeniería aplicándolas en la solución a padecimientos clínicos de diversa índole. Por lo tanto, la Biomecánica es esencialmente interdisciplinaria ya que requiere de la interacción y conocimiento de diversas áreas de la ciencia.
Una correcta interacción entre estas disciplinas puede o no asegurar el éxito para resolver problemas originadas por las diversas condiciones a las que puede verse sometido el ser humano. Esto permite desarrollar, por ejemplo, injertos, prótesis, instrumental quirúrgico, equipo médico con materiales más resistentes y de mayor calidad que satisfagan las necesidades de los pacientes. Así como realizar procedimientos quirúrgicos basados en estudios biomecánicos que ayuden a comprender y mejorar el funcionamiento de los tejidos dañados, dando así la oportunidad de una mejor calidad de vida.
Mediante técnicas ingenieriles, numéricas y trabajando en conjunto con especialistas médicos, se pueden desarrollar injertos y prótesis con el objetivo de solucionar problemas específicos para cada individuo (personalizados). Hasta el momento, la mayoría de las prótesis, equipo e instrumental quirúrgico están diseñadas para la población extranjera, por lo que los estudios personalizados en poblaciones de pacientes mexicanos son de gran importancia e impacto para la sociedad.
Dentro del sistema músculo-esquelético, las extremidades superiores e inferiores y la columna vertebral son algunas de las zonas del cuerpo humano más afectadas y expuestas a traumatismos y patologías. Los traumatismos ocasionados por caídas y accidentes de tránsito se encuentran entre los más comunes, sin embargo, la columna vertebral también desarrolla diferentes tipos de patologías a lo largo de la vida del ser humano que pueden afectar su calidad de vida, sobre todo en la edad adulta.
xiii
socioeconómica; afecta a población en edad laboral y genera un incremento en el uso de recursos y pérdidas de días de trabajo. Se estima que el 60-70% de las personas adultas presenta un episodio de síndrome doloroso lumbar a lo largo de su vida, y existe evidencia de que representa una de las principales causas de limitación física en sujetos menores de 45 años. En el IMSS constituye la octava causa de consulta al médico familiar, registrándose un total de 907,552 consultas en el primer nivel de atención.
El conocimiento adquirido en el estudio biomecánico de los seres vivos se ha podido emplear en el desarrollo de máquinas con características nunca antes pensadas. Robots, máquinas y dispositivos son capaces de simular la biomecánica de diversas entidades vivientes, solucionando así cuestiones tanto clínicas como de la industria. Paralelamente, se está viviendo un auge en el desarrollo de materiales biológicos y sintéticos capaces de sustituir y regenerar de manera muy eficiente las funciones biológicas de los seres humanos. El estudio de este tipo de materiales aún está en desarrollo y su futuro es prometedor, proporcionando una gran expectativa acerca de sus posibles aplicaciones.
Aunque las prótesis aún son muy utilizadas en la mayoría de los países para atender a personas principalmente con problemas del sistema locomotor, en tiempos recientes los desarrollos tecnológicos de dispositivos protésicos que en principio tienen como objetivo principal el sustituir alguna parte del cuerpo devolviendo la funcionalidad de este, están tomando un curso completamente diferente al cambiar su enfoque, dejando esta tarea en otro campo de investigación. Ahora, estas tecnologías se están dirigiendo a mejorar las capacidades de atletas y personas interesadas mediante el desarrollo de dispositivos electromecánicos y nuevos materiales con características sorprendentes.
Sin embargo, los injertos óseos siguen siendo una excelente opción para la reparación y/o regeneración de defectos óseos en donde es posible, ya que proporcionan estabilidad mecánica y restauran al sistema músculo-esquelético cuando este ha sufrido algún tipo de daño, ya sea por alguna patología (congénita o adquirida) o debido a traumatismos. Se emplean con mayor frecuencia en resecciones tumorales durante cirugías del sistema locomotor, sin embargo, también son frecuentes cuando se realizan ajustes de prótesis y en defectos debidos a infecciones óseas. En lo que respecta a la columna vertebral, los injertos óseos son comunes en cirugías de fusiones vertebrales y artroplastias debidas a factores tanto patológicos como traumáticos, los más comunes son la osteoporosis y las malformaciones congénitas, así como las desarrolladas por efectos mecánicos.
Una limitación en general de los materiales biológicos y en específico de los injertos óseos cuando son implantados, entre otras, son sus pobres propiedades mecánicas, a este respecto es importante estudiar el comportamiento mecánico, primero del tejido óseo y segundo del injerto óseo o material biológico que se desea implantar, ya que así se garantiza que cumplan con las características mecánicas óptimas y que puedan ser integrados exitosamente en el organismo receptor. Por lo que, este trabajo tiene como objetivo principal el determinar las propiedades mecánicas del tejido óseo, para de este modo, estar en condiciones de desarrollar materiales biológicos con características mecánicas similares y sentar las bases para futuros desarrollos y aplicaciones clínicas en injertos.
xv
propone para este trabajo es la porcina, ya que ha demostrado tener similitudes anatómicas, mecánicas y biológicas con el ser humano.
Tomando en cuenta las consideraciones anteriores, este trabajo se enfoca en el estudio mecánico del hueso trabecular proveniente del cóndilo femoral distal porcino desde un punto de vista micro, así como al desarrollo de un material que cumpla con las características mecánicas adecuadas para ser utilizado como injerto óseo y su caracterización mecánica mediante el comportamiento viscoelástico.
El estudio de las propiedades mecánicas de los materiales biológicos es muy complejo ya que, en primer lugar es un material compuesto que presenta propiedades anisotrópicas, no es homogéneo ni lineal y tampoco es continúo, y además tiene un comportamiento viscoelástico, y en segundo lugar, las propiedades mecánicas a nivel macro son diferentes a nivel micro, por lo que es importante estudiarlas desde los dos puntos de vista. Esto es debido a las características del material, ya que en las pruebas a nivel macro interactúan en conjunto los diferentes elementos tanto orgánicos (líquidos, colágeno y células óseas en el caso del tejido óseo) como inorgánicos (minerales como el fósforo y el calcio que compuestos forman la hidroxiapatita en el tejido óseo), mientras que las pruebas a nivel micro están dirigidas a estructuras específicas del tejido, como las osteonas en el caso del hueso cortical o las trabéculas o espículas en el caso del hueso trabecular.
Los resultados derivados de la determinación de las propiedades mecánicas dependen de múltiples factores, dentro de los más importantes se encuentran los inherentes al material, ya que al ser un material biológico su estructura y composición obedece a factores tales como la alimentación, las enfermedades que pudiera presentar, la edad, el sexo y el peso del espécimen, las técnicas de conservación post mortem, etc. Asimismo dependen también de los arreglos experimentales y de las condiciones de prueba (velocidades de carga, tipos de carga, tiempos de carga, etc.).
CAPÍTULO I
ANTECEDENTES
1.1.- Introducción.
El proceso fisiológico en un momento dado del tiempo y espacio está representado por la anatomía, mientras que la biomecánica permite comprender la interacción entre las fuerzas internas y externas que actúan sobre estas estructuras. Los conocimientos experimentales en los seres vivos son necesarios para trasladarlos al campo clínico e interpretar mejor las patologías y posibles tratamientos del aparato músculo-esquelético. A este proceso se le
conoce como biomecánica clínica, sin embargo, no todas las enfermedades del aparato
musculoesquéletico pueden ser estudiadas bajo este enfoque, por lo que es necesario abordarlas desde el punto de vista etiológico. Los tratamientos, y muchas de las reconstrucciones después de cirugías tumorales o debidas a traumas e infecciones, pueden ser tratados mediante bases mecánicas, sin embargo, es necesario conocer a profundidad la biomecánica de los tejidos estudiados.
La Biomecánica ha sido definida por diversos investigadores expertos en el área, así como por instituciones y organizaciones dedicadas a esta área del conocimiento (Carrillo, 2006; Izquierdo, 2008; Ortega y Palacios, 2006), y aunque no exista una definición universal de esta, existen muchas coincidencias (Fung, 1993; Nigg y Herzog, 2007; Özkaya y otros, 2012), por lo que a continuación se da una definición propia:
“La Biomecánica es el estudio mecánico de los seres vivos apoyado en las ramas de la
Biomedicina (Biología, Fisiología, Anatomía, Morfometría, entre otras)”.
Ahora bien, basándose en que la Biomecánica se fundamenta bajo las mismas leyes de la Mecánica, se puede dividir de una forma similar. Es decir, en Biomecánica del cuerpo rígido, Biomecánica del cuerpo deformable y Biomecánica de fluidos (Figura 1.1).
CAPÍTULO I Estado del Arte.
2
grandes problemas de salud pública con un impacto negativo en la sociedad y en su economía (Badamshin y otros, 2007; Denis, 1983; Fehlings y Perrin, 2006; Harris y Macnab, 1954; Keegan, 1953; Matamoros y otros, 2005; Meyer y otros, 1981; Miralles, 2001; Nicoll, 1949; Roig, y otros, 1997). Estos mismos problemas se presentan en México de una manera importante (Acosta, 2011; Gómez, 2012;).
Figura 1.1.- Clasificación de la Biomecánica (Öskaya y otros, 1999).
A continuación, se presenta de manera general algunos de los estudios más sobresalientes referentes al desarrollo de materiales biológicos usados como sustitutos del tejido óseo y a la caracterización mecánica de este tipo de materiales.
1.2.- Antecedentes de los injertos óseos.
Ya desde la antigua Grecia se hablaba en la mitología de la increíble capacidad de algunos tejidos para regenerarse. Hoy se sabe que esto es cierto para algunos de ellos, y también para animales como los lagartos, gusanos y anfibios, lo cual ya había sido observado desde el año 330 a.C. por Aristóteles. En los seres humanos, ciertos tejidos tienen la capacidad de regenerarse, como el sistema músculoesquelético, los tejidos colágenos y hematológicos (Weinraub, 2005).
Según Weinraub, (2005) el estudio moderno de las capacidades regeneradoras de los tejidos esqueléticos comenzó en 1964, cuando Marshall Urist descubrió que el hueso desprovisto de contenido inorgánico (desmineralizado) era secado y convertido en un polvo, y podía ser implantado en el músculo de un conejo dando resultado a la formación de hueso ectópico
Biomecánica
Biomecánica del cuerpo rígido
Cinemática
Cinética
Estática
Dinámica
Biomecánica del cuerpo deformable
Elasticidad
Plasticidad
Viscoelasticidad
Biomecánica de fluidos
Líquidos
(formación del tejido óseo en un lugar diferente). Urist y sus colegas descubrieron después de que el material responsable de esta regeneración ósea era una proteína, que ellos llamaron la Proteína Morfogenética Ósea (BMP por sus siglas en inglés). Después de esto, Reddi y Huggins fueron capaces de extraer una proteína soluble de la matriz ósea desmineralizada. Ellos descubrieron además, que la proteína soluble y la matriz de colágeno no podían inducir la formación de hueso por sí mismos, sino más bien era necesario que ambos estuvieran presentes. Esto demostró que una fracción osteogénica soluble y un vehículo sólido eran factores necesarios para la regeneración ósea, abriendo el camino para la elaboración de la estructura de las proteínas morfogénicas del hueso. Hoy se sabe que estas proteínas son producidas por tejidos diferentes al hueso y que juegan un papel decisivo en la formación del hígado, pulmón, corazón, gónadas, piel y dientes por nombrar algunos.
El uso de esta tecnología es ahora común, y una gran cantidad de materiales ortobiológicos están disponibles para el cirujano. La ciencia ha avanzado hasta el punto de que los sustitutos de hueso personalizados pueden fabricarse in vitro.
Por ortobiología entiéndase la participación de la biología y la bioquímica en el desarrollo de materiales de remplazo de hueso y tejidos blandos para la curación del sistema músculoesquelético. Con el advenimiento de la ortobiología, el cirujano tiene una variedad de opciones para aumentar la resistencia y la capacidad de reparación de estos tejidos, con una mejor evolución en el período postoperatorio (Troiano y Schoenhaus, 2009).
Paralelo al desarrollo de la metalurgia que permitió la fijación rígida de fracturas de hueso con implantes de aleaciones metálicas, hubo un lento pero importante entendimiento de la biología en el proceso de curación del hueso, que posteriormente dio origen a los injertos modernos.
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a otro sitio, presentaban necrosis y posteriormente eran invadidos por células huésped que se diferenciaban en células óseas y producían hueso nuevo. De esta manera, se demostró que un fragmento de hueso tomado de un sitio puede sustituir el hueso desde otro sitio (Zorzi y de Miranda, 2012).
En el siglo XIX El cirujano francés Léopold Ollier, llamado "El Padre de la Cirugía Ósea, de las Articulaciones y de la Cirugía Experimental", hizo descubrimientos importantes sobre la función del periostio, que se refleja en su "Traité de Régénération Chez Osseuse
L'Animal”. También realizó autoinjertos y aloinjertos óseos en humanos (Zorzi y de
Miranda, 2012).
Aunque los informes de autoinjertos se remontan al antiguo Egipto, la primera descripción del uso sistemático de este tipo de injertos óseos con los principios y conceptos modernos, fue a principios del siglo XX, cuando Fred Houdlette Albee cofundador de la International
Society of Orthopaedic Surgery and Traumatology (SICOT) y autor del libro “Bone Graft
Surgery” reportó por primera vez el uso de estos injertos en una fusión espinal lumbar.
Albee estaba muy interesado en las técnicas de injerto óseo, por lo que realizó experimentos en especímenes caninos. A finales de la década de 1950, el cirujano ortopédico Arthur Ralph Hodgson desarrolló una técnica de fusión anterior mediante el uso de injertos óseos para el tratamiento de la tuberculosis. Sin embargo, otros especialistas ya habían intentado producir una fusión posterior mediante el uso de autoinjertos, y hay registros de informes ocasionales que describen el uso de diversas formas de injertos óseos (Boos y Aebi, 2008; Zorzi y de Miranda, 2012).
Según Attaf, 2011 la historia de los injertos óseos comienza en 1913, cuando el Dr. Robertson D. E. realizó ensayos en huesos de gato y de humano para injertos óseos en perros. El análisis microscópico del injerto implantado después de 20 días demostró que el espacio entre el injerto y el hueso vivo se llena con hueso esponjoso nuevo. Estos primeros trabajos fueron esperanzadores para el futuro desarrollo de los injertos óseos.
posibilidad de obtener un número ilimitado de injertos más seguros, sin riesgo de transmisión de enfermedades, y por lo tanto la limitación del dolor debido a la supresión de una intervención quirúrgica secundaria (Attaf, 2011).
Georg Axhausen, Erich Lexer y Dallas B. Phemister, desempeñaron un papel importante al realizar injertos óseos reconocidos como racionales y viables. Axhausen y Phemister describieron el proceso de incorporación del injerto mediante el organismo huésped. Lexer publicó casos clínicos de aloinjerto óseo con veinte años de seguimiento, con buenos resultados en la mitad de los pacientes (Zorzi y de Miranda, 2012).
En la década de los 40’s, Wilson, (1947) y Bush, (1948) describieron las técnicas de congelación de almacenamiento para la preservación de los aloinjertos, dando lugar a la era de los bancos de tejidos. Después de la Segunda Guerra Mundial, los bancos de tejidos se vuelven más complejos, con la necesidad de crear protocolos y normas para controlar el uso
y la seguridad de los tejidos músculoesqueléticos. La “American Association of Tissue
Banks” (AATB) fue fundada en 1976 por un grupo de médicos que habían establecido en
1949 el primer banco de tejidos completo del mundo, los United States Navy Tissue Bank. Posteriormente se crearon más organizaciones de bancos de huesos alrededor del mundo (Zorzi y de Miranda, 2012).
En la década de los 60’s, Robert Marshall Urist estableció la capacidad osteoinductiva de la Matriz Ósea Desmineralizada (DBM por sus siglas en inglés), la cual condujo al descubrimiento y la comprensión de una familia de proteínas llamadas Proteínas
Morfogenéticas Óseas (BMP’s) (Nogami y Urist, 2009; Urist, 1965 y 2009; Urist y Strates, 2009). Tanto la DBM como la BMP están disponibles hoy en día para uso clínico aislado o en combinación con andamios. Este hallazgo inició una nueva era en el desarrollo del injerto óseo que conduce a la investigación de sustitutos de injerto óseos.
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6 Figura 1.2.- Evolución de los biomateriales en el campo de los injertos óseos (Attaf, 2011).
Los componentes de la primera generación tienen notables propiedades mecánicas pero no son biorreabsorbibles ni bioactivos. El uso de este tipo de injertos óseos tienen una vida útil limitada (generalmente menos de 15 años) y necesitan ser extraídos y remplazados quirúrgicamente. Algunos de los biomateriales más representativos de esta generación son: el hierro, cobalto, cromo, titanio, aleaciones de acero (especialmente el acero 316 L) y aleaciones a base de titanio (Attaf, 2011).
Los componentes de la segunda generación son por lo menos biorreabsorbibles o bioactivos y no requieren ser reemplazados con el tiempo. Los biomateriales más representativos de esta generación son fosfatos de calcio (fosfato tricálcico y especialmente la hidroxiapatita)
(Spivak y Hasharoni, 2001), los biovidrios, la alúmina; la zirconia y los polímeros poli ε -caprolactona, poliuretanos, etc. (Attaf, 2011).
Los componentes de la tercera generación son biorreabsorbibles y bioactivos, y tienen propiedades superiores a las dos primeras generaciones de materiales, se reabsorben poco en la zona del injerto dando lugar a la formación de hueso nuevo. Las propiedades de estos materiales (nano) compuestos están fuertemente influenciadas por la naturaleza de los componentes, la composición y la morfología. Es por ello que muchos investigadores trataron de obtener no sólo similitud composicional con los huesos naturales sino también una similitud desde el punto de vista mineralógico y morfológico. Los biomateriales más representativos de la tercera generación son: (nano) hidroxiapatita/colágeno, (nano)
hidroxiapatita/colágeno/ácido hialurónico, hidroxiapatita/ácido láctico poly-L,
hidroxiapatita/chitosán (Attaf, 2011).
Todos estos materiales desde la primera generación hasta la cuarta han sido utilizados en padecimientos relacionados con la columna vertebral (Boatright y Boden, 2005; Heini y Berlemann, 2001; Marchesi, 2000; Morrison, 2012; Schaser y otros, 2009; Sutherland y Bostrom, 2005;). Por ejemplo, la columna cervical a diferencia de la columna lumbar es más tolerante a la instrumentación cuando se realiza una estabilización rígida y menos rígida en términos de fusión ósea. Por lo que después de una discectomía, las cajas intersomáticas inderpendientes o los autoinjertos óseos estructurales restablecen con éxito la estabilidad fisiológica, que resulta en un índice de aproximadamente el 100% de fusión (Greene y otros, 2003).
En lo que respecta a la morbilidad de los injertos óseos, en un estudio realizado por (Younger y Chapman, 1989) a partir de una revisión de los registros médicos de 239 pacientes con 243 injertos de hueso autógeno se determinó que el índice global de complicaciones mayores fue del 8,6%. Estas incluyeron infección (2,5%), drenaje prolongado de heridas (0,8%), hematomas grandes (3,3%), la reintervención (3,8%), dolor durante más de 6 meses (2,5%), pérdida sensorial (1,2%), y cicatrices antiestéticas. Las complicaciones menores (20,6%) incluyeron infecciones superficiales, problemas menores de heridas, pérdida de la sensibilidad temporal y dolor leve. Hubo un índice de complicación mucho más alto (17,9% mayor) si la incisión de la cirugía se realizaba también en la incisión empleada para capturar el injerto de hueso.
1.3.- Caracterización mecánica de biomateriales.
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Durante la revolución científica (de 1600 d.C. a 1730 d.C.), en el campo de la anatomía y el estudio del sistema circulatorio el científico William Harvey hizo grandes avances en lo que posteriormente sería conocido como la microestructura ósea y que sentaría uno de los pilares para el estudio mecánico del tejido óseo. Por otro lado, Isaac Newton sentó las bases de la ingeniería mecánica y de muchos de los conceptos que hoy se aplican a la mecánica de los tejidos biológicos (Herzog y Nigg, 2007).
En el siglo XX se hicieron grandes avances respecto a la mecánica de los biomateriales, sobre todo en las últimas tres décadas debido en gran medida al desarrollo tecnológico en materia electrónica, de máquinas y dispositivos para realizar pruebas (Scheinsohn y Ferreti, 1995; Herzog y Nigg, 2007).
Durante la primera década del siglo XXI, los sistemas capaces de medir las propiedades mecánicas a nivel nanométrico y a escalas más pequeñas fueron perfeccionados, y con el avance de estos sistemas, fue posible conocer, diseñar y desarrollar dispositivos y biomateriales más eficaces. Es así como el futuro de estos materiales parece ser la ingeniería de tejidos, que actualmente ya es capaz de regenerar tejidos completos a partir de andamios.
El correcto funcionamiento de los tejidos, órganos y sistemas biológicos dependen en gran medida de sus propiedades físicas, por lo que diversos trabajos se han enfocado en el estudio de sus propiedades mecánicas. Sin embargo, la mayoría de los resultados obtenidos en estos estudios cuenta con ciertas deficiencias, como una metodología inadecuada, bases teóricas insuficientes, división entre la mecánica y las matemáticas. A pesar de esto, en los últimos tiempos los resultados han sido mejorados por análisis numéricos y máquinas más eficaces y precisas.
Por otro lado, el estudio de los sistemas biológicos como estructuras desde el punto de vista de la Ingeniería y la Ciencia de los Materiales, se remonta a principios del siglo XX. El
trabajo clásico de D’Arcy W. Thompson publicado por primera vez en 1917, puede ser
En la década de los 50’s se desarrolló ampliamente la ciencia de los materiales y la
ingeniería cuando se estudiaron materiales tales como los metales, polímeros y cerámicas, así como materiales compuestos. Sin embargo, el estudio mecánico de los biomateriales
comenzó hasta la década de los 70’s cuando Currey investigó una amplia variedad de
materiales biológicos mineralizados, derivando en el entendimiento de los tejidos óseos, y
no fue hasta la década de los 90’s cuando se hicieron los primeros grandes avances en el estudio mecánico de los biomateriales derivados del desarrollo tecnológico en materia de ingeniería mecánica y electrónica (Meyers y otros, 2008).
En el siglo XXI los avances tecnológicos en el desarrollo de materiales y su caracterización mecánica han llegado a ser sorprendentes, las posibilidades son infinitas, y el reto de la Biomecánica es desarrollar materiales funcionales capaces de responder a las necesidades específicas de las personas, asemejándose o incluso mejorando las propiedades mecánicas de los biomateriales estudiados (Barbieri y otros, 2013; Carlisle y otros, 2010; Islam y otros, 2012; Weinkamer y otros, 2013).
Los materiales biológicos tienen un alto grado de complejidad cuando son caracterizados mecánicamente, las principales razones son; su característica anatómico-estructural cambiante debida a efectos mecánicos (diferentes tipos de cargas) (Pui y otros, 2012) y biológicos (normales o patológicos), la degradación de las muestras en el caso de pruebas
in vitro (Nicolle y Palierne, 2010), y las técnicas y arreglos experimentales utilizados para
su caracterización, influyendo directamente en los resultados. Las propiedades mecánicas de los biomateriales dependen del nivel estructural al cual se experimenta; nivel macro, nivel tejido, nivel microestructura, nivel submicroestructura y nivel ultraestructura. Incluso, existen estudios ambiciosos que intentan determinar cómo evolucionan o cambian las propiedades mecánicas conforme se cambia de nivel microscópico a nivel macroscópico en tejidos regenerados (Casanova y otros, 2010). Este trabajo se enfoca en estudiar las propiedades mecánicas de biomateriales a nivel microestructural.
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biológicos, mientras que en los materiales sintéticos a menudo hay una separación en su estudio por disciplinas entre los materiales (estudiado por ingenieros de materiales) y las estructuras (estudiado por ingenieros mecánicos). Por lo tanto, es importante considerar la estructura jerárquica en el diseño de materiales para aplicaciones biomédicas, imitando así a los materiales naturales, los cuales presentan una estructura que abarca desde la nanoescala hasta la macroescala, y las cuales interactúan entre si proporcionando las propiedades físico-químicas finales del material (Bechtle y otros, 2010; Buehler, 2007, 2010 y 2011; Chen y otros, 2008; Meyers y otros, 2008; Vigliotti y Pasini, 2013). No obstante, los biomateriales además de ser considerados bajo el principio de estructura jerárquica, también han sido considerados bajo los principios de helicoidalidad, de retroalimentación, de universalidad y el principio óptimo. Estos principios determinan el comportamiento mecánico y estructural de casi todos los tejidos biológicos, y los factores mecánico y biológico deben ser tomados en cuenta en la determinación de las propiedades mecánicas de tejidos biológicos (Knets, 2002).
1.4.- Caracterización mecánica de biomateriales a nivel tejido.
Uno de los primeros trabajos experimentales en biomateriales tal como se conocen hoy, dio inicio con el estudio de las propiedades mecánicas por parte de Julius Wolff en el siglo
XIX. Wolff estudió en su publicación “Das Gesetz der Transformation der Knochen” la
relación entre las cargas mecánicas en el tejido óseo y su estructura (Bertram y Swartz, 1991).
Posteriormente, a raíz de los hallazgos en los trabajos de Wolff surgieron nuevos estudios sobre el comportamiento de los biomateriales a nivel macro y tejido. A principios del siglo XX, Hill A.V. investigó la relación entre la función mecánica y estructural de los músculos humanos (Hill y otros, 1924). En 1939, Elftman estudió las fuerzas que interactuaban en los músculos y las articulaciones, desarrollando un modelo matemático para representar la contracción de los músculos (Elftman, 1939a; Elftman, 1939b).
estadística, mediante entornos con temperatura y humedad controladas, así como la regulación de la velocidad de deformación y control de parámetros de tiempo. Algunos de los biomateriales que más estudiados fueron los ligamentos y tendones (Iannace y otros, 1995), la hidroxiapatita (Suchanek y otros, 1996), el tejido óseo (Homminga y otros, 2002) y los materiales dentales (Strang, y otros, 1998).
Los especímenes animales han sido una fuente valiosa de investigación médica y
biomecánica, los resultados experimentales en ellos son aplicados en seres humanos “sin
riesgo” para la salud, sin embargo, hay un gran debate en cuanto a su uso, ya que cuestiones éticas están involucradas (Motokawa, 1982; Tseders y Purinya, 1975; Vachon y Kunov, 1975; Yartsev, 1975). Las relaciones entre las propiedades mecánicas y estructurales a nivel micro en modelos animales, arrojan valiosa información sobre el comportamiento a nivel macroscópico en los biomateriales (Hepburn y Ball, 1973). Los biomateriales también fueron estudiados mecánicamente con la finalidad de diseñar materiales sintéticos que puedan sustituirlos con cualidades mecánicas y estructurales superiores (Ward, 1974). Otros trabajos en modelos animales, estuvieron dirigidos a estudiar los cambios a nivel macroscópico de los esfuerzos-deformaciones en tejidos con el objetivo de analizar las alteraciones en la microestructura del biomaterial (McBride y otros, 1988).
A lo largo del tiempo los modelos animales han servido como objetos de estudio y para extrapolar los resultados obtenidos al caso humano, así como para aplicaciones dentro de la ingeniería, estos estudios abarcan una amplia diversidad de tejidos, como el cartílago articular (Romanovskaya y Voskresenskii, 1985), válvulas del pericardio (Zioupos y otros, 1993), plumas de aves (Bonser y Purslow, 1995), cuernos de ganado bovino (Li y otros, 2011), entre otros.
La década de los 70’s fue muy prolifera en cuanto al diseño de máquinas, métodos y dispositivos para realizar mediciones de las propiedades viscoelásticas en biomateriales, por lo que a partir de esta fecha comienza su perfeccionamiento hasta llegar a las máquinas que hoy están disponibles para este tipo de ensayos mecánicos (Khamin, 1975).
Durante la década de los 80’s, el avance tecnológico en los sistemas electrónicos dio origen
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mejorando los resultados obtenidos hasta entonces (Stein y otros, 1986). En la década de
los 90’s hubo un amplio estudio mecánico de los biomateriales, identificándose las
aplicaciones que tienen de acuerdo con sus propiedades mecánicas y estructura, y mediante las cuales cada material en particular tiene un óptimo desempeño, así como la supuesta superioridad mecánica que tienen con respecto a materiales hechos por el hombre (Ashby y otros, 1995; Gibson y otros, 1995).
En lo que va del siglo XXI, se ha estudiado cada vez más la viscoelasticidad de los biomateriales, llevando así al diseño de mejores injertos, dispositivos protésicos y materiales en general aplicados a la biomedicina, que tienen la capacidad de responder a las cargas mecánicas solicitadas con mayor eficacia (Hosseini y otros, 2013).
La mayoría de los biomateriales, por no decir todos, son materiales compuestos, y el tejido óseo entra en esta categoría. Se han realizado importantes trabajos con el objetivo de determinar las propiedades mecánicas mediante diversas técnicas en hueso trabecular y cortical en especímenes humanos (Giesen y otros, 2001; Kalouche y otros, 2010; Knet-s y Dzenis, 1975; Nicholson y otros, 1997; Saulgozis y otros, 1974; Shim y otros, 2005;), así como en especímenes animales (Bigot y otros, 1996; Bonney y otros, 2011; Havill y otros 2010; Hu y otros, 2002; Mitton y otros, 1998; Unger y otros, 2010; Yamagami y otros, 2013) en diversas regiones anatómicas. Se han estudiado bajo distintos tipos de carga como compresión, flexión, tensión y torsión, siendo las principales características estudiadas; la resistencia última a la compresión, el módulo de elasticidad, el módulo de corte, el coeficiente de Poisson, la densidad aparente, y en menos medida las características viscoelásticas del material (Schoenfeld y otros, 1974). Sin embargo, el diseño de nuevos biomateriales requiere de evaluar los tejidos biológicos bajo diferentes condiciones, entre las que destaca su comportamiento viscoelástico.
La mayoría de los análisis que involucran el comportamiento del creep para materiales ingenieriles lo evalúan bajo altas temperaturas (Chen y otros, 2014; Cui y Wang, 2014; Pineda y otros, 2012). Sin embargo, para materiales biológicos como el hueso trabecular, el comportamiento del fenómeno creep se presenta prácticamente a temperatura ambiente o corporal (Jäger, 2005; Deymier-Black y otros; Kim D.-G. y otros, 2011), aunque también se han realizado estudios de este tipo de materiales para analizar el efecto de la temperatura y los esfuerzos sobre el comportamiento del creep (Singhal y otros, 2013).
Investigaciones en hueso trabecular establecen tres tipos de creep presentes en el comportamiento viscoelástico de este tipo de material biológico, estos son creep primario, secundario y terciario. Sin embargo, el enfoque principal basa en el creep secundario en la mayoría de dichas investigaciones (Kummari y otros, 2009).
1.5.- Caracterización mecánica de biomateriales a nivel microestructural.
El estudio de las propiedades físicas, mecánicas y estructurales en biomateriales a niveles por debajo de la escala micro han sido estudiadas fuertemente desde la última década del siglo anterior, esto se debe principalmente al relativamente reciente desarrollo de equipos capaces de hacer mediciones en estos niveles. Se han diseñado un sinnúmero de equipos y técnicas para este fin, entre los más destacados se encuentran: la Espectrometría de Rayos X (EDS por sus siglas en inglés); el Microscopio Electrónico de Barrido (SEM por sus siglas en inglés); el Microscopio Electrónico Confocal de Barrido (STEM por sus siglas en inglés); la Elipsometría Espectroscópica; el Microscopio de Fuerza Atómica (AFM por sus siglas en inglés); la técnica de Nanoindentación, etc. Es así como ciertos biomateriales han sido estudiados bajo estas técnicas (Bowen y otros, 2000; Thomas y otros, 2000).
Algunos de los estudios mecánicos más comunes en biomateriales a este nivel incluyen la dentina (Marshall y otros, 1997), el hueso trabecular y cortical (Zysset y otros, 1999), el cartílago (Gupta y otros, 2005), los tendones y ligamentos (Ho y otros, 2013; Spiesz y otros, 2012), cementos óseos (Goto, y otros, 2008; Wu y otros, 2007), entre otros.
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en 1822 se desarrolló la escala de dureza de Mohs que va del 1 al 10, en la que un material de mayor dureza (diamante) es capaz de dejar una huella permanente (surco o rasguño) en otro material (Fischer-Cripps, 2011) y a partir de ahí determinar la dureza del material. Estos equipos, son capaces de medir el comportamiento viscoelástico en biomateriales como el hueso, así como la dureza, la rigidez, el módulo de elasticidad, entre otras propiedades mecánicas.
Mediante el refinamiento de las pruebas de indentación de un material respecto a otro, se desarrollaron las pruebas para la determinación de la dureza Brinell, Knoop, Vickers y Rockwell. Con el advenimiento de la revolución electrónica y avances en el entendimiento de la teoría mecánica considerado por Boussinesq y Hertz a finales del siglo XIX, se logró resolver en cierta medida el problema del contacto elástico, el cual juega un papel clave en la interpretación de los resultados experimentales. Posteriormente Sneddon hizo una mayor contribución en el campo de la mecánica de contacto mediante la derivación de una relación general entre la carga, el desplazamiento y el área de contacto para cualquier indentador axi-simétrico (Gdoutos, 2005).
En los últimos años el objetivo fue desarrollar equipos más precisos capaces de hacer mediciones mecánicas a niveles nanométricos y por debajo de esta escala. Por lo que la nanoindentación surgió como una potente herramienta capaz de hacer mediciones en una escala de penetración más pequeña, como el Angstrom (10-10 m) y los nanómetros (10-9 m) en lugar de micras (10-6 m) o milímetros (10-3 m), siendo este último común en los ensayos de dureza convencionales, las escalas de medición de la carga también fueron cada vez más pequeñas como el nano-Newton (10-9 N). El equipo utilizado para desarrollar este trabajo maneja un rango de medición micrométrico. Otra característica distintiva de las pruebas de nanoindentación es la medición indirecta de la zona de contacto, es decir, el área de contacto entre el indentador y el espécimen (Fischer-Cripps, 2011).
micro, nano o más pequeñas pueden ser muy diferentes de aquellos materiales de mayor masa que tienen la misma composición (Gdoutos, 2005).
Los biomateriales naturales son una mezcla de proteínas y minerales, del grado de combinación entre estos elementos surgen materiales duros como el hueso, los dientes, el nácar y materiales suaves como la piel y otros órganos. Las propiedades mecánicas de este tipo de materiales dependen del tamaño, la organización y cantidad de células, proteínas y minerales presentes en ellos, así como del arreglo entre estos elementos en forma jerarquizada (Heineman y otros, 2011; Liu y otros, 2011; Zhang y otros, 2010;). Según Ji y Gao, (2004) a medida que el tamaño de estos elementos se reduce a niveles nanométricos, se vuelven insensibles a las fallas, asemejándose a la resistencia teórica de los enlaces atómicos. Este investigador llegó a la conclusión de que algunas propiedades mecánicas como la tenacidad de los biomateriales naturales, pueden ser aumentadas mediante las propiedades viscoelásticas que le confieren las proteínas, y la viscoelasticidad de estas puede ayudar a estos materiales biocompuestos a disipar la energía de fractura bajo cargas dinámicas. Las conchas de mar contienen cristales de carbonato intercalados con capas de proteínas viscoelásticas, y estructuras densas hechas a la medida que le confieren excelentes propiedades mecánicas para interaccionar con su entorno (Lin y otros, 2006).
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mecánicas del colágeno a nivel microestructural es un factor clave para comprender el comportamiento a nivel macroscópico de tejidos como la piel, el hueso y los tendones, ya que este componente junto con otras células y proteínas son las encargadas de dar su resistencia final al tejido bajo cierto tipo de cargas (Parkinson y otros, 1997).
Los biomateriales también sirven para diseñar y reforzar otro tipo de materiales compuestos ya sean sintéticos o naturales, por lo que la caracterización mecánica, física, química y estructural a nivel micro y nanométrica, son de gran ayuda para lograrlo (Albanna y otros, 2013; Hepworth y Bruce, 2000).
La nanoindentación es una técnica muy eficaz para determinar las propiedades mecánicas
en biomateriales a nivel micro y nanoestructural, tuvo sus orígenes en la década de los 70’s,
ya que según Oliver y Pharr, (1992) los trabajos de Bulychev, Alekhin, Shorshorov entre otros, establecieron las pautas para futuros desarrollos en el campo de la nanoindentación, ellos determinaron la rigidez de los materiales mediante ensayos en máquinas de microdureza obteniendo datos de indentación carga-desplazamiento.
En la década de los 80’s se mejoraron las técnicas de indentación que tenían que ver con
huellas del indentador más pequeñas a un micrómetro, por lo que se realizaron notables avances en la determinación de las propiedades mecánicas de películas muy delgadas y capas en la superficie, encontrando que la profundidad final proporciona una mejor estimación del área de contacto que la profundidad en la máxima carga (Pethica y otros, 1983). Posteriormente Doerner y Nix, (1986) desarrollaron un método empírico para determinar la dureza y el módulo de elasticidad de los datos de carga-desplazamiento mediante nanoindentación, basado en la extrapolación de la porción lineal inicial de la curva de descarga hasta que la carga llega a un valor de cero y utilizando la profundidad extrapolada con la función de la forma del indentador para determinar el área de contacto.
sino que más bien estos datos son mejor descritos por la ley de potencia con exponentes que varían en el rango de 1.2 a 1.6 según los materiales probados en su trabajo de investigación.
En la década de los 90´s se realizó una exhaustiva revisión de la literatura referente a los métodos utilizados para el análisis de datos mediante la técnica de nanoindentación (Hay y otros, 1999). Aquí, se presentó un análisis analítico y otro mediante el Método del Elemento Finito (MEF) para estudiar la teoría utilizada por Sneddon para la evaluación de los datos de la curva carga-desplazamiento. Se determinó que eran necesarias ciertas correcciones con el fin de eliminar errores en la evaluación de los datos.
Finalmente a principios de este siglo, Oliver y Pharr, (2004) hicieron una revisión de su trabajo desarrollado 10 años antes, presentando una actualización de acuerdo con las mejoras a las técnicas y a los equipos, así como los avances en el entendimiento de la mecánica de contacto elasto-plástica. Por último, establece las limitaciones con que cuenta el método propuesto. En un estudio más reciente, Panich y Yong, (2005) realiza una comparación de varios métodos para la determinación del módulo de elasticidad mediante nanoindentación, esta comparación incluyó el método Oliver y Pharr (O&P) y concluye que los resultados obtenidos del método Sun son más estables y confiables que los otros.
Una vez introducidos estos métodos y mejoras en las técnicas de nanoindentación, se desarrollaron estudios más especializados para la determinación de las propiedades mecánicas orientada a los biomateriales, basándose en el hecho de que la microestructura de los biomateriales influye en el comportamiento mecánico del tejido en su conjunto (Achrai y Wagner, 2013; Allison y otros, 2013; Amini y Miserez, 2013; Constantinides y otros, 2008; Zhang, y otros, 2013).
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efectos mecánicos que tiene la ausencia de los minerales (hidroxiapatita, entre otros) en el tejido (Broz y otros, 1995).
1.6.- Planteamiento del problema.
Actualmente en la Unidad Médica de Alta Especialidad (UMAE) “Magdalena de las Salinas” del Hospital de Ortopedia “Dr. Victorio de la Fuente Narváez” del IMSS se
emplean tratamientos tradicionales para la reparación de defectos en el tejido óseo (dispositivos de fijación, prótesis, etc.), sin embargo, aunque en menor medida, también se emplean sustitutos de tejido óseo. Los médicos especialistas tienen que decidir mediante diagnósticos y estudios clínicos, el tratamiento a seguir para la reparación de dichos defectos óseos con el objetivo de proporcionar estabilidad mecánica en la zona afectada. Sin embargo, cuando se elige utilizar injertos como sustituto de hueso trabecular, estos no cuentan con una adecuada integración al momento de ser injertados, y por lo tanto, no se logra una estabilización mecánica del tejido dañado. Parte de este problema, radica en el hecho de que los injertos no son evaluados mecánicamente antes de ser utilizados en pacientes, por lo que tienden a fallar una vez colocados y posteriormente es necesario volver a intervenir quirúrgicamente.
Para atender la problemática anterior, es necesario conocer el comportamiento mecánico del tejido óseo al cual se pretende sustituir, y posteriormente se requiere que el material diseñado cumpla con las exigencias mecánicas a las que va a ser sometido en el momento de ser colocado dentro del organismo. Una vez logrado lo anterior, las probabilidades de integración del tejido óseo dentro del organismo son mayores.
Los análisis más comunes para determinar el comportamiento mecánico de los tejidos biológicos como el óseo, a menudo se limitan a determinar el módulo de Young, el coeficiente de Poisson y los esfuerzos a los cual el material falla bajo determinadas condiciones, dejando de lado su comportamiento viscoelástico. Sin embargo, todos los materiales biológicos presentan un comportamiento viscoelástico, el cual juega un papel importante, ya que proporciona información valiosa acerca de cómo se presentan las cargas mecánicas en el tejido con respecto al tiempo. Esta información es necesaria para lograr diseños de biomateriales más eficientes y más parecidos a los biomateriales naturales, lo que asegura una mejor integración en el organismo.
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de un biomaterial anorgánico (xenoinjerto de cóndilo femoral distal porcino) mediante la técnica de nanoindentación. El objetivo es evaluar las correlaciones mecánicas a nivel micro entre ambos materiales y determinar el efecto mecánico que tiene un biomaterial cuando es desprovisto de su materia orgánica, los resultados servirán para validar o no, el uso de este tipo de materiales en pacientes desde un punto de vista mecánico. La importancia de esto, radica en la problemática que se presenta en el Hospital de Ortopedia de Magdalena de las Salinas, en donde no existen estudios mecánicos previos a la implantación en este tipo de materiales, y en donde un alto porcentaje de los sustitutos óseos presentan problemas en la estabilidad mecánica una vez que han sido colocados en los pacientes. Asimismo, los datos obtenidos de este estudio servirán para desarrollar materiales que cumplan con los requerimientos necesarios que garanticen la estabilidad mecánica una vez implantados, evitando reintervenciones quirúrgicas, disminuyendo su costo y haciéndolos más accesibles a personas de escasos recursos.
Una situación preocupante dentro del sistema de salud mexicano, es la alta importación de dispositivos protésicos y sustitutos óseos, ya que existen muy pocos bancos de hueso en el país para estos propósitos. El Hospital de Ortopedia de Magdalena de las Salinas no es la excepción, ya que actualmente los biomateriales utilizados como injertos óseos son en su mayoría de importación, lo que los encarece y dificulta que los pacientes puedan adquirirlos.
Los biomateriales naturales como el tejido óseo tienen una estructura jerárquica que va de la nanoescala a la macroescala, por lo que es importante considerar este concepto en el desarrollo de nuevos materiales durante la fase de diseño para aplicaciones biomédicas. En la medida en que sean consideradas y controladas las propiedades químicas, físicas y estructurales desde el nivel nanoescala hasta el nivel macroescala de estos materiales, será posible reproducir de una mejor manera los aspectos críticos de estos materiales y sus procesos fisiológicos.
Por otro lado, la industria de la carne porcina en México es muy común, por lo que la cantidad de tejido óseo que es desechada por esta industria está ampliamente disponible. El cóndilo femoral distal porcino es parte del hueso que es desechado o poco utilizado como alimento para humanos, por lo que es de fácil obtención. Debido al grado alcanzado en el control higiénico por parte de las autoridades competentes en el manejo de carne porcina, se pueden reducir los riesgos por transmisión de enfermedades a humanos, adicionalmente la estructura ósea trabecular porcina es idónea para la vascularización y osteointegración en el tejido óseo humano, lo que hace que sea un excelente opción para su uso en aplicaciones biomédicas en humanos.
