Investigaciones biotribológicas en acoplamientos característicos de las prótesis articulares: primeros resultados experimentales

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Biotribological investigations on distinctive couplings of joint prostheses: first experimental results

RESUMEN

En los últimos años se han creado diversos ámbitos en el campo de la ingeniería, como el de la ingeniería biomédica, que trata el estudio del apartado técnico de la medicina, como los equipos de monitorización de diversos parámetros o el diseño de las prótesis. en el presente trabajo queremos indagar en el comportamiento tribológico de materiales de última generación utilizados en la investigación biomédica, con referencia a las prótesis de rodilla (TKR) y su mecánica de desgaste. se han analizado y discutido los primeros resultados de pruebas experimentales con el objetivo de hallar las características generales del material para poder ver si se podría mejorar su resistencia al desgaste.

Recibido: 4 de octubre de 2016
Aceptado: 20 de octubre de 2016

Palabras clave Keywords

Biotribología, biología, desgaste, biomateriales protésicos. prótesis de rodilla.

ABSTRACT

In recent years, several areas in engineering such as biomedical engineering were developed. In this field of engineering it is possible to collocate the study of the tribological behaviour of materials used in human joints, named “biotribology”. In the present work the authors discuss some results of experimental investigations with the aim to give to the reader an overview of tribological characteristics of some coupled materials used for total knee replacement (TKR).

Received: October 4, 2016
Accepted: October 20, 2016

Palabras clave Keywords

Biotribology, biology, wear. prosthetic biomaterials, prostheses of knee.


Introducción

El término tecnociencia indica, hoy en día, la frontera donde la ciencia y la tecnología están inextricablemente interconectadas. Entre las diversas ciencias la biología está evolucionando como un importante vínculo causal entre las leyes naturales y las tecnologías. La transferencia de conocimientos de la biología a la tecnología es un campo que tiene el potencial de impulsar grandes avances tecnológicos. El estudio y simulación de sistemas biológicos para ciertas tecnologías se conoce como biomimética1,2. Entre las diversas cuestiones, la biomimética se ha convertido en habitual en el estudio de nuevos materiales para la macroescala, microescala y nanoescala. Encuentra aplicación en diversas áreas científicas que van desde la ingeniería estructural microelectrónica y nanoelectrónica de la bioingeniería y, más recientemente, en el campo de biotribología, que es la ciencia multidisciplinar que estudia los fenómenos de fricción, desgaste y la lubricación entre las superficies en contacto y en movimiento relativo en el interior del cuerpo humano.

Típicos ejemplos de la tribología aplicada a la biología son los que se muestran a continuación:

• Desgaste de las prótesis dentales.

• Tribología de las lentes de contacto y tribología ocular.

• Desgaste de las válvulas cardiacas artificiales.

• Fricción entre la piel y los tejidos, que reduce el confort de las zapatillas, calcetines y vestidos.

• Tribología a microniveles en el interior de las células, de los vasos y los capilares.

• Desgaste en el tejido muscular a causa del acumulo de plaquetas.

• Desgaste en el tejido óseo.

• Lubricación en las superficies del pericardio y de la pleura.

• Tribología de las articulaciones naturales y artificiales.

Con especial referencia al desgaste de las articulaciones humanas, la biotribología trata el estudio del consumo de las prótesis para conocer su vida útil y desarrollar los proyectos que pueden prolongar la duración de la misma. Esta ciencia está estrechamente relacionada con todos los aspectos de la tribología, que afectan a los sistemas biotribológicos.

Materiales para prótesis (biomaterial) deben interactuar con el tejido humano y los fluidos corporales para mejorar o reemplazar las partes anatómicas de las articulaciones humanas. La investigación actual trata de mejorar las propiedades mecánicas de estos materiales para poder realizar dispositivos ortopédicos que, una vez implantados en el cuerpo humano, pueden durar a largo plazo sin desarrollar un daño debido al desgaste.

Este trabajo describe las técnicas experimentales utilizadas para estudiar el comportamiento tribológico de los materiales para prótesis de rodilla que representa una de las principales articulaciones sinoviales humanas del miembro inferior. También se presentan y discuten algunos resultados obtenidos en el laboratorio de Mecánica Aplicada de la Universidad de Salerno.

Conviene destacar que las implantaciones de prótesis de rodilla (TKR) son muy complejas en su diseño, precisamente se deben proyectar para resistir a las solicitaciones mecánicas y a los excesivos ejercicios en la articulación en el día a día, y, sobre todo, tienen que resistir los efectos de la fatiga, a causa de la carga normal que se aplica con un número elevado de ciclos. Gracias a las grandes investigaciones se han desarrollado biomateriales más adaptados al cuerpo y que están realizados por
compuestos.

No existe un único diseño, la elección
de los materiales que utilizar va
en función de aquel diseño que mejor
se adapta a las condiciones solicitadas,
según la actividad física del paciente y
la preferencia del médico quirúrgico.

La resistencia mecánica es fundamental
en la proyección de los implantes
ortopédicos de rodillas. Y los
implantes protésicos tienen que ser
suficientemente flexibles para consentir
algunos de los estreses mecánicos
aplicados en la rodilla, y descargados
moderadamente encima de los huesos.
En el caso del diseño protésico, si
la prótesis es demasiado rígida, el implante
absorberá la mayor parte del estrés,
protegiendo el hueso de las condiciones
de cargas. Así se refuerza y se
deja crecer el hueso. De hecho, el cuerpo
humano pierde tejido óseo similar
a la pérdida de masa muscular experimentada
por las personas que levantan
mucho peso en gimnasio durante un
periodo largo de tiempo.

Debido a la funcionalidad de las articulaciones,
en especial para las rodillas,
los componentes femorales deben
rozar con la superficie del inserto tibial,
creando fricción. Por tanto, la resistencia
al desgaste es importantísima,
ya que, partículas minúsculas de material
pueden incrustarse en la superficie
y permanecer en el tejido muscular que
envuelve el implante. Tales partículas
pueden provocar movimientos asépticos,
a causa de la pérdida de geometría
o reacción inflamatoria con el tejido
circunstante.

Prótesis de rodilla

La rodilla, que es una de las articulaciones
más importantes y más
complejas en el cuerpo humano, se
encuentra en el extremo inferior del
muslo (fémur), la parte superior de
la pierna (tibia) y la rótula (figura 1).
Estos tres huesos están cubiertos por
cartílago articular, que es una tela
dura, lisa que permite el movimiento
relativo de áreas de contacto.
Los meniscos están situados entre
el fémur y la tibia con la función
de absorber las tensiones del cuerpo a
través de la tibia. Cuatro ligamentos
principales unen el fémur a la tibia y
proporcionan estabilidad. Los músculos
largos del muslo dan fuerza a la
rodilla. Las superficies restantes de la
rodilla están cubiertas por la membrana
sinovial que libera un líquido que
lubrica el cartílago, reduciendo la fricción
entre las partes en movimiento
relativo. Esta articulación trabaja todo
el día y por eso tenemos la necesidad
de tenerla en un buen estado de salud.
Si la rodilla no tiene un estado de salud
bueno, esto puede causar molestias en
nuestra vida cotidiana, al caminar o al
correr. Se debe controlar la actividad
deportiva, por ejemplo el correr causa
daños de rebote en las rodillas y rebaja
la consistencia del cartílago. De hecho,
cuando este queda consumido los huesos
entran en contacto directo o semiindirecto
y se desgastan mutuamente.
El cartílago hace de amortiguador de
los huesos que une para prevenir dicho
efecto.

Cuando se consume casi totalmente,
es la hora de cambiar la rodilla original
por una prótesis (figura 2). Esta
cirugía de reemplazo (total knee replacement
– TKR) es hoy en día uno de los
grandes avances en bioingeniería.

El consumo del cartílago se manifiesta
a partir de los 50 años. Las
cargas se van incrementando o restan
iguales, según la variación de peso en
el transcurso de la vida. El cartílago
poco a poco se consume soportando
la misma carga o más, pero con menos
superficie de amortiguación. Debido
a este consumo cuando se llega
a un cierto punto inician los dolores.
Con el consumo del cartílago se deja
paso al hueso, que queda descubierto.
El hueso se hipertrofia y se empieza a
consumir, y esa es la fuente de dolor,
porque la articulación no puede hacer
su movimiento original y da lugar al
desgaste del menisco. Llegados a este
punto la única solución es la intervención
ya explicada. Se debe introducir
en el cuerpo dicha prótesis, que tiene
que hacer la misma función que la rodilla
original. La causa de la intervención
se llama artrosis articular. Es una
enfermedad crónica caracterizada por
la degradación gradual del cartílago
que provoca dolor y limita nuestra actividad
física.

En la intervención se suprime el cartílago
enfermo y los residuos de hueso
del fémur y de la tibia y se reemplazan
por dos componentes de metal (aleación
de cobalto-cromo-molibdeno,
generalmente). Entre estos dos componentes
metálicos se coloca un inserto
de polietileno que puede ser móvil o
fijo para el componente tibial metálico.
En algunos casos es necesario aplicar un polietileno de implantes hasta
la rótula. La prótesis total tipo actual
(figura 3) consta, básicamente, de cuatro
partes: una curva de placa metálica
que se fija en la región distal del fémur,
una placa de metal plana que se fija a la
región proximal de la tibia, un polietileno
(elemento espaciador) para mediar
entre las dos placas y, por último, una
rótula artificial de polietileno. Para fijar
las placas de metal en las porciones
óseas anteriores, hay dos estrategias diferentes:
una implica el uso de un agente
de la vinculación (rodilla cementada)
mientras que la otra utiliza el proceso
de regeneración de hueso (prótesis de
rodilla no cementada).

Los materiales con que se producen
hoy en día las rodillas son biocompatibles,
no deben dar lugar a una reacción
del sistema inmune e introducir propiedades
mecánicas tales como para
soportar la carga y la tensión ejercida
por la parte superior del cuerpo humano.
También deben ser capaces de
mantener la forma del componente un
largo tiempo sin desgaste.

Es importante distinguir los mecanismos
fundamentales de desgaste
(adhesión, abrasión y fatiga). Los cambios
en el aspecto (características morfológicas)
de la superficie de apoyo se
conocen como el daño de desgaste y
los modos de desgaste y se determinan
viendo el funcionamiento en la
prótesis. Uno o más mecanismos clásicos
de desgaste pueden funcionar a la
vez y producir un modo particular de
desgaste, y una prótesis puede tener
diversos modos particulares durante
su duración en vivo. El tipo predominante
de desgaste de una prótesis articular
puede ser diverso, porque su
funcionamiento varía en función de
su proyección. También pueden verificarse
diversos tipos de desgaste en un
momento diverso durante la vida útil
del implante. El daño de un implante
es el resultado de todo los mecanismos
de desgaste que han actuado sobre este
de este durante su vida útil3.

Los modos de desgaste que actúan
en una TKR son los siguientes:

• Modo 1: Resultado del desgaste a
partir del movimiento que se proyecta
porque se produce entre las superficies
de contacto primarias, como el movimiento
anatómico en la superficie de
polietileno.

• Modo 2: El desgaste se refiere a
la condición de la superficie de apoyo
primaria en polietileno con el inserto
tibial que la aguanta. Un ejemplo es la
cara inferior del inserto tibial que roza
con el componente tibial, uno de metal
y el otro de plástico.

• Modo 3: Se refiere al desgaste de
la superficie primaria de apoyo con
el componente femoral, como en el
modo 1 pero con partículas contaminantes
de un tercer cuerpo. De este
modo, dichas partículas se desgastan
directamente una o dos superficies de
contacto primarias. Este modo de desgaste
se conoce como desgaste a tres
cuerpos o Three Bodies o usura abrasiva
y causa cambios permanentes en
las superficies de contacto primario de
la prótesis.

• Modo 4: Se refiere a dos superficies
secundarias (no principales) que
rozan entre sí. Un ejemplo es el modo
de desgaste que incluye la colisión del
componente femoral con el borde del
inserto tibial: movimiento de cara metal-
cemento o hueso-cemento o un revestimiento
porosos con una superficie
metálica; movimiento entre la cara exterior
del inserto tibial con el soporte
metálico y el rozamiento entre un
tornillo de sujeción con otra parte metálica.
Las partículas producidas por
este tipo de desgaste pueden causar un
desgaste abrasivo y una infección de la
zona.

El modo 1 de desgaste es necesario
para el funcionamiento de la prótesis,
mientras que los modos 2, 3 y 4 no son
intencionados. Las condiciones operativas
en vivo son variables y diversos
tipos de desgaste se pueden verificar
simultáneamente. La importancia clínica
y la interacción de los modos de
desgaste los aclararemos con un ejemplo:
una cadera o una prótesis de rodillas
que están bien fijadas y funcionan
bien tienen una baja tasa de desgaste
superficial articular en el modo 13.
La liberación gradual de partículas
de polietileno en el tejido muscular
puede provocar una baja velocidad de
absorción de esfuerzos por parte del
hueso, que puede aumentar el movimiento
relativo entre el implante y el
hueso adyacente. Tal movimiento relativo
provoca que el modo 4, según
del tipo de prótesis articular, pueda
generar partículas de hueso, cemento
o metal. Dichas partículas pueden influir
en el modo 1 pasando a través del
contacto directo provocando desgaste
a tres cuerpos (modo 3). El componente
femoral puede ser rayado de esta interacción.
Además, en un modo independiente,
las partículas duras pueden
incorporarse en el polietileno y actuar
como una fuente abrasiva en curso. La
mayor rugosidad superficial de apoyo
del componente femoral puede aumentar
la velocidad de desgaste del polietileno
en el modo 1, a causa del mayor
desgaste abrasivo de dos cuerpos.
Este desgaste del polietileno puede
aumentar la tasa de producción de partículas
de este material, que incrementa
la tasa de absorción del hueso, con
su consecuente movimiento relativo y
posible fallo eventual del implante. En
el transcurso del tiempo, la secuencia
de eventos es variable. Desde el punto
de vista práctico, un problema con la
fijación puede traer problemas de desgaste
y viceversa.

Materiales de reemplazo de rodilla

Muchas combinaciones de materiales
se utilizan hoy en día para las prótesis,
entre ellos las parejas más utilizadas
son: metal-polietileno, metal-metal,
cerámica-cerámica y cerámica-polietileno4,5.
Además, los materiales dentro
de la artroplastia de rodilla son escogidos
en función de la resistencia química
y la biocompatibilidad. Según el
modo de interacción del material con
el cuerpo y las sustancias químicas en
el interior, se puede producir corrosión
y causar inflación en el interior de la
prótesis entre la junta y la mecánica del
implante.

Aleaciones metálicas

Las aleaciones metálicas son los materiales
más utilizados en los implantes
ortopédicos. Mientras que algunos
materiales puros tienen características
excelentes para su uso como prótesis,
los materiales compuestos se
utilizan para producir nuevos elementos
metálicos únicos que tienen un
buen equilibrio de las características
deseadas.

Aceros inoxidables, aleaciones de
cromo-cobalto y las aleaciones de titanio
son los materiales principales de
las prótesis totales de rodilla. El acero
inoxidable es una aleación muy fuerte
con una baja composición de otros materiales
como el cobalto-cromo que, a
su vez, son muy duros, biocompatibles
y resistentes a la corrosión y el molibdeno
le da tenacidad. Las aleaciones de
titanio son las más flexibles de todas las
aleaciones utilizadas en la ortopedia,
con un peso más ligero que la mayor
parte de las aleaciones ortopédicas,
gracias a la variación del grado de aluminio
y vanadio.

En la tabla 1 se muestran las propiedades
mecánicas del acero inoxidable,
las aleaciones cobalto-cromo y las
aleaciones de titanio. El cobalto-cromo
está considerado el material más
elegido para los componentes femorales,
y es el más rígido, el más fuerte
y el más duro de cuanto lo puedan ser
el acero inoxidable y el titanio. Estos
materiales son utilizados para los componentes
femorales y tibiales. Además,
son los últimos materiales desarrollados
por la tecnología actual6.

El plato tibial, en su funcionamiento
no articular, no necesita las propiedades
de dureza superficial para las
medidas del elemento femoral. Por
tanto, el plato tibial muchas veces se
hace de alguna aleación metálica robusta
indicada en la tabla anterior.
Con el control de la biocompatibilidad,
que es un factor característico en
la elección de los materiales, se garantiza
una buena aceptación por parte
del cuerpo.

El titanio es muy biocompatible.
Por eso, las aleaciones de titanio se utilizan
muchísimo en la fabricación de
los componentes tibiales. También son
más flexibles que el acero y el cobalto-
cromo. Permiten el estrés mecánico
aplicado en la rodilla para que se transfiera
eficazmente al hueso, favoreciendo
así el crecimiento de este. Compartir
las propiedades físicas y mecánicas
del hueso permiten al material favorecer
la generación ósea entre la tibia y
el implante protésico, sustituyendo la
necesidad del cemento.

Revestimientos cerámicos

Los modos de fallo de las prótesis totales
de rodilla (TKR) son la osteólisis
y el movimiento aséptico causado
por los derbis de polietileno. Con los
factores principales se constituyen las
entidades de desgaste:

• El nivel de la actividad física del
paciente.

• El esfuerzo aplicado a la articulación.

• Las propiedades del material y las
imperfecciones superficiales del implante.

• Las propiedades mecánicas de las
cerámicas que hacen de ello una buena
elección para los implantes de rodillas
según el aumento de las prestaciones
de los implantes y el rango de edad
entre personas mayores y jóvenes. En
particular los jóvenes son la generación
más activa debido a su actividad
física. De ahí que deba tener una cierta
dureza, permeabilidad y biocompatibilidad.
Estas propiedades favorecen la
elección de las cerámicas como material
para prótesis o, por lo menos, de
recubrimiento de otros materiales no
cerámicos.

Las cerámicas son extremadamente
duras y cuanto mayor sea la dureza
mayor será la resistencia al desgaste y
al scratch. También son muy permeables
al líquido polar y al líquido sinovial
que se encuentra en la rodilla. El
líquido se extiende sobre la superficie
de la materia, obteniendo así una mayor
lubricación de la superficie.

Existen cerámicas en su estado oxidativo máximo que son químicamente estables. Al contrario, los metales liberan iones en el interior del cuerpo, que, en algunos casos, reaccionan químicamente con el tejido muscular y pueden acarrear infecciones y un control quirúrgico. Cerca del 10-15% de los americanos son sensibles al níquel (Ni), que muchas veces llevan dentro aleaciones de cromo-cobalto convencional. Los revestimientos de cerámica aportan un escudo a estos iones metálicos, haciendo que el material sea fiable a largo plazo8.

Alúmina (Al2O3)

El óxido de aluminio o alúmina es un material cerámico muy duro con un bajo coeficiente de fricción, que lo hace ideal para los revestimientos para prótesis articulares de rodillas. A causa del crecimiento del grano que resulta de su proceso de sinterización, la alúmina puede ser producida con algunas porosidades indeseadas. Sin embargo, los granos grandes en la microestructura del material, que determinan una debilidad y una mayor fractura, pueden ser en gran parte evitados insiriendo óxido de calcio (CaO) u óxido de magnesio (MgO) en el proceso de sinterización.

Su fuerte estructura cristalina se traduce también en su defecto indeseado en sus características, una baja resistencia a la propagación de las grietas. La alúmina presenta valores de resistencia a la fractura bajos, muy inferiores a aquellos de las alecciones metálicas utilizadas, o sea que el material no conseguirá deformarse ante una fuerza mayor.

El óxido de zirconio o zirconita es un material muy fuerte, con una resistencia a la fractura y a la flexión de valores de cerca dos veces más grande que la alúmina. Además, la investigación de la zirconita ha determinado que esa misma reduce el desgaste del polietileno entre 4 y 5 veces respecto al cobalto-cromo (Co-Cr). Muy inestable en la naturaleza, la zirconita necesita juntarse con otro material para estabilizarse y confirmar que la unión es segura en el interior del cuerpo. Los materiales cerámicos compuestos han sido desarrollados para combinar la estabilidad química y el bajo coeficiente de fricción de la alúmina con la resistencia mecánica y la resistencia a la fractura de la zirconita.

La alúmina y la zirconita están consideradas susceptibles a la rotura frágil respecto a las aleaciones metálicas convencionales. Por lo tanto, los estudios se han concentrado en la búsqueda de materiales avanzados que unan una estructura sólida con una cierta dureza superficial.

Zirconita (ZrO2)

El óxido de zirconio o zirconita es un material muy fuerte, con una resistencia a la fractura y a la flexión de valores de cerca del doble que la alúmina. Además, la investigación de la zirconita ha determinado que reduce el desgaste del polietileno entre 4 y 5 veces respecto al cobalto-cromo (Co-Cr). Muy inestable en la naturaleza, la zirconita necesita ser juntada con otro material para estabilizarse y confirmar que la unión es segura en el interior del cuerpo. Los materiales cerámicos compuestos han sido desarrollados para combinar la estabilidad química y el bajo coeficiente de fricción de la alúmina con la resistencia mecánica y la resistencia a la fractura de la zirconita.

Referenciando el diagrama de tenacidad de fractura versus módulo de Young, la alúmina y la zirconita están consideradas susceptibles de rotura frágil respecto a las aleaciones metálicas convencionales. Por lo tanto, los estudios se han concentrado en la búsqueda de materiales avanzados que unan una estructura sólida con una cierta dureza superficial.

Nitruro de Titanio (TiN)

El nitruro de titanio es un revestimiento cerámico muy duro, 2.000-2.500 HV, haciéndolo un material privilegiado para su utilización en los componentes articulares médicos. Con mayores propiedades de dureza con respecto a la alúmina, los revestimientos de TiN reducen notablemente la resistencia al desgaste de los materiales en aleaciones metálicas. El nitruro de titanio aporta también un acabado superficial liso a las aleaciones metálicas.

Respecto a un componente en aleación de cobalto-cromo no revestido, el nitruro de titanio le da una serie de
ventajas. Este tipo de revestimiento reduce
la tasa de desgaste en casi el 50%,
mientras que también se reduce el coeficiente
de fricción a cerca del 12%.
Además, el TiN es muy biocompatible.
Este fue el propósito para hallar este
tipo de material. El diagrama de las figuras
4 y 5 es una guía práctica para la
selección de materiales7.

Los 2 Polímeros

El polietileno a altísimo peso molecular
(UHMWPE) es un material convencional
utilizado en insertos tibiales
y componentes tibiales que sirve para
amortiguar el menisco. Siendo sus
propiedades valores de resistencia muy
altos, el inserto tibial permite que el
metal o componente femoral de cerámica
se deslice uniformemente sobre
su superficie, imitando el movimiento
natural de la rodilla con la baja fricción
del cartílago contra el menisco.
El UHMWPE se utiliza también en
componentes protésicos de rotula (figura
6).

El componente tibial convencional
de hoy en día consiste en un elemento
de metal (MB) con un soporte en polietileno,
respecto a aquellos sin dicho
soporte en polietileno (AP) de 1970.
Con diferencias significativas en la
funcionalidad y las prestaciones de los
dos modelos estudiados por Adalberth
(2001), una proyección del inserto tibial
en polietileno puede ayudar a economizar
dichas prótesis y contribuye
con el Sistema Nacional de Salud.
Con pocas elecciones clínicamente
probadas, el polietileno es fundamentalmente
bueno para la libre circulación
y el funcionamiento práctico
a disposición de los pacientes con
problemas en las rodillas, limitando
la posibilidad de crear junciones en la
prótesis o sufrir la fusión permanente
de la rodilla9.

Los problemas de desgaste y daño
a fatiga del UHMWPE continúan
limitando la longevidad de las sustituciones
de rodillas. La TKR cuenta
con una vida media de 20 años. Cerca
del 25% de los controles de estas
prótesis se deben al desgaste o al daño
de la superficie tibial o del inserto, en
los cuales la inserción de los derbis de
material puede provocar un fallo en la
prótesis.

El método de Hood sirve como referencia
fundamental para determinar
el modelo de daño de los componentes
de UHMWPE, entre los que se encuentran:
scratch (90%), pitting (81%)
y burnishing (75%), que son las formas
más comunes de daño superficial. Las
investigaciones también han determinado
que la proyección de la prótesis
y el peso del paciente tienen un efecto
directo sobre la magnitud del desgaste,
los mecanismos de fatiga aplicados
en la generación de derbis que puedan
provocar infecciones en el tejido muscular.
La osteólisis (exposición del hueso a
las partículas de UHMWPE, cemento
óseo o derbis metálicas) se considera
una complicación importante en las
TKR. Se han encontrado estos efectos
en el 30% de los implantes protésicos
de rodillas no cementados con respecto
al 0-20% de los implantes cementados
entre los primeros 5 años de la
cirugía.

Los efectos de la osteólisis y el desgaste
de los elementos de UHMWPE
pueden evitarse en gran parte con el
uso de UHMWPE altamente reticulado
(UHMW cross-linking). La reticulación
(cross-linking en inglés) del
material con el uso de radicaciones
gama a haz electrónico ha demostrado
reducir el desgaste superficial hasta
el 81%. Como resultado, esto tiene un
efecto negativo sobre algunas propiedades
mecánicas fundamentales del
elemento en polietileno. Los valores
a la propagación de grietas por fatiga,
resistencia a la tracción, resistencia
a la enervación y a la carga de rotura
se reducen cuanto mayor es la reticulación.
Por tanto, con la presencia de
una fisura en el elemento no se propagará
tan rápidamente en un elemento
en UHMWPE cross-linking que en un
elemento convencional.

La tabla 3.2 debajo muestra el efecto
de la reticulación para distintos grados
de dosis de radiación y sus propiedades mecánicas asociadas10,11. Como podemos observar, la resistencia a la fractura aumenta según la dosis de radiaciones que apliquemos a la pieza, mientras que la ductilidad y la rigidez disminuyen significativamente. En la intención de aumentar la resistencia al desgaste del UHMWPE, se tiene que comprender que ganamos en algunas cosas pero en otras no en gran medida. El uso de la reticulación hoy en día todavía es objeto de discusión y controversia; de ahí que se estén llevando a cabo muchas investigaciones.

Investigación experimental

Es importantísimo saber cómo funciona el desgaste dentro de una prótesis de rodilla para ver cómo puede afectar a la salud de todo aquello que lo rodea.

Las primeras pruebas se hacían con los tribómetros pin-on-disc. Pero estos tribómetros no daban resultados objetivos y en muchos casos se hacían sin lubricación, lo cual no estaba bien porque en la rodilla hay un lubricante natural llamado líquido sinovial que favorece el movimiento de la articulación. Ahora las pruebas se hacen en tribómetros especiales proyectados para este tipo de tarea.

En este capítulo haremos un pequeño estudio sobre las características tribológicas del UHMWPE haciendo una serie de pruebas en el Laboratorio di Meccanica Applicata alle Macchine del Dipartimento di Ingegneria Industriale de la Università di Salerno.

El objetivo es hallar las características generales del material para poder ver si en un futuro se podría mejorar su resistencia al desgaste.

Queremos averiguar el desgaste y la fricción del polietileno con el acero y el titanio utilizado en las prótesis. Para poder hacer dicho estudio utilizaremos el tribómetro Reciprocatory Friction Monitor (DUCOM), que es de la clase pin-on-slab o pin-on-flat de movimiento reciproco (figura 8). Los datos son recogidos por el programa Winducom que nos facilita el fabricante del mismo tribómetro. Después de haber obtenido dichos datos, procederemos a analizarlos para poder comparar el emparejamiento con cada uno de los materiales.

Este equipo realiza pruebas con un movimiento alternativo o recíproco, es del tipo pin-on-slab o pin-on-flat, en el que como pin podemos poner una esfera o un pin propiamente dicho, que serán los causantes del desgaste. En la parte inferior se pone un disco o un cuadrado y es la parte fija del tribómetro donde se verá la línea de desgaste. Los datos se obtendrán gracias a un software que suministra el mismo fabricante de la máquina y que está dedicado solo a evaluar los parámetros fundamentales que se le introducen. El programa te devuelve las curvas de la fuerza de fricción y a partir de esta con la fuerza de cierre del sistema aplicada en el contacto calcula el coeficiente de fricción y hace la gráfica de su progresión.

Las principales característica se pueden recoger en condiciones secas y de lubricación. Permite también estimar las características de desgaste en todos los materiales. Este dispositivo está indicado también para realizar pruebas biotribológicas y permite el ensayo de materiales que se van a introducir en el cuerpo humano.

La máquina puede aplicar unas car-gas de contacto desde un 1 N hasta 20

N. Puede operar con un gran rango de frecuencias desde 0,1 Hz hasta 35 Hz. Nos permite fijar una serie de parámetros, como la humedad, la temperatura y la carrera que queramos que haga encima del material que se prueba. Estos parámetros se controlan gracias a una serie de sensores insertados en el ambiente de trabajo. Una temperatura alta se obtiene gracias a una resistencia eléctrica que mantiene este parámetro donde deseamos. Los datos se recogen gracias a un termopar ubicado en la cámara. Podemos saber la temperatura de la cámara de trabajo, del lubricante y de la superficie fija durante el desarrollo del test.

La figura 9 muestra el detalle de zona de trabajo. Podemos ver el termopar insertado en la pieza de plástico y el brazo que aplica la carga en el ensayo.

La parte experimental de este trabajo está destinado a pruebas de desgaste y de fricción para el polietileno a altísima densidad (UHWMPE). Se escogieron esferas de dos materiales para hacer las pruebas con el polietileno. El primero fue el acero inoxidable AISI 420C (módulo de Young = 200 Gpa; módulo de Poisson = 0,28; dureza HRC = 28 ÷ 42) y el segundo fue el titanio TiAl6V4 (módulo de Young = 114 Gpa; módulo de Poisson = 0,34; dureza HRC > 52). El polietileno a altísima
densidad es del tipo GUR 1050, que
se utiliza muchísimo para los implantes
corporales porque ya viene esterilizado
con una cierta radicación que
lo dota de unas determinadas propiedades.
Se cortó de un inserto tibial
en cuadrados de 5 x 5 x 5 milímetros.
Como lubricante se ha utilizado un
fármaco llamado Hyalgan®, cuya formulación
contiene una gran cantidad
de hialuronato sódico. Este se utiliza
para ayudar a regenerar el cartílago y
es muy parecido en consistencia y en
propiedades al líquido sinovial que
tenemos en las rodillas.

Las pruebas que se han hecho han
sido la mitad en seco y la otra mitad
con lubricante. Las pruebas se hicieron
en un rango de fuerzas de 10, 15 y
20 N y un rango de frecuencias de 5,
10 y 20. Las fuerzas no se han elegido
porque sí, sino que se intentaba representar
la presión de contacto, que es
entre unos 16 MPa y unos 31 MPa según
el peso de la persona y el tipo de
prótesis.

Resultados obtenidos y conclusiones

En los siguientes diagramas se muestran
los valores de la tasa de desgaste
y coeficiente de fricción en función de
la carga aplicada con y sin lubricación.
Para medir el desgaste se realizaron las
mediciones de peso antes y después de cada prueba con el fin de determinar cuánto material se eliminó durante el proceso que duraba la prueba.

Los valores no distan mucho unos de otros y se incrementa en unas décimas de micras su valor al cambiar de frecuencia. El aumento con la frecuencia se explica porque al intentar ir mar rápido se tiene que superar una fuerza mayor para incrementar la velocidad.

Se puede apreciar en condiciones secas el aumento de coeficiente de fricción debido a la frecuencia. Esto se debe a que a más velocidad se debe hacer una fuerza superior para poder vencer la resistencia de la fricción. Tenemos una excepción, como comentamos en el apartado anterior, y es que a 15 N y 10 Hz nos sale un coeficiente de fricción más bajo. Esto se puede deber a que la esfera entra en un régimen de fluidodinámica, por lo cual va más rápido.

En la parte con lubricante podemos ver que aumenta de 5 a 10 Hz pero en 20 Hz baja. Esto se debe a la naturaleza del lubricante, el cual es muy denso pero con una gran velocidad se vuelve más líquido y permite un mejor deslizamiento de la esfera durante la prueba.

Hemos podido ver que en condiciones secas el acero ha marcado mejores valores tanto de tasa de desgaste como de coeficiente de fricción. Esto es bueno porque en vivo tenemos que reducir al mínimo la cantidad de derbis, porque causan la gran mayoría de complicaciones a la hora de las infecciones y su posterior tratamiento. Con lubricante los coeficientes son muy parecidos y casi no hay diferencia. Esto quiere decir que los dos materiales tendrían un buen comportamiento dentro del cuerpo.

Podrimos decir que el UHMW es un material buenísimo porque cuesta mucho desgastarlo si no es metiéndole mucha carga y a muy largo plazo. Según otros estudios durante una vida de dos años la prótesis solo pierde 2 mg. Nosotros solo hemos conseguido desgastar una décima parte de esta, lo cual ya es bastante viendo otros resultados en otras lecturas.

Como conclusión pensamos que siempre hay que ir avanzando en esta materia. Hemos podido ver y comprobar que ya de por sí este material es muy bueno y no causa problemas, pero nosotros, los ingenieros, tenemos que seguir investigando para hallar materiales que se comporten mejor que los que tenemos actualmente. El acero que hemos probado se parece al que se utiliza en las prótesis y ha marcado los mejores resultados, pero el acero tiene ciertos problemas de biocompatibilidad. Por lo tanto, debemos intentar conseguir estas mismas características en otros materiales que tengan una buena aceptación por parte del cuerpo humano, ya que lo llevaremos un periodo largo de tiempo. Nos gustaría acabar diciendo que ha sido un gran trabajo en el que hemos aprendido conceptos que desconocíamos total-mente y que en un futuro pueden llegar a sernos muy útiles para nuestro trabajo.

Agradecemos a Elías Pérez del Canto su actividad de medida y elaboración de datos durante el desarrollo de su Trabajo de Fin de Grado llevada a cabo en el Laboratorio de Mecánica Aplicada de la Universidad de Salerno (IT) dentro del marco del programa Erasmus+ para estudiantes.

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