INTRODUCCIÓN
El término biomaterial designa a los materiales de origen no biológico utilizados en la fabricación de
dispositivos que interactúan con sistemas biológicos y que se aplican en diversas ramas de la
medicina. Inicialmente, la búsqueda de biomateriales adecuados se realizó mediante procedimientos
puramente empíricos. Esto ha cambiado profundamente y en la actualidad, pueden definirse la
ciencia y la ingeniería de los biomateriales como actividades multidisciplinarias de investigación y
desarrollo que ocupan a un número creciente de personas altamente capacitadas.
Los biomateriales se implantan con el objeto de remplazar y/o restaurar tejidos vivientes y sus
funciones, lo que implica que están expuestos de modo temporal o permanente a fluidos del cuerpo,
aunque en realidad pueden estar localizados fuera del propio cuerpo, incluyéndose en esta categoría
a la mayor parte de los materiales dentales que tradicionalmente han sido tratados por separado.
Debido a que los biomateriales restauran funciones de tejidos vivos y órganos en el cuerpo, es
esencial entender las relaciones existentes entre las propiedades, funciones y estructuras de los
materiales biológicos, por lo que son estudiados bajo tres aspectos fundamentales: materiales
biológicos, materiales de implante y la interacción existente entre ellos dentro del cuerpo.
Dispositivos como miembros artificiales, amplificadores de sonido para el oído y prótesis faciales
externas, no son considerados como implantes.
1
1.1 LA EVOLUCIÓN DEL CAMPO DE LOS BIOMATERIALES
El uso de materiales para la elaboración de utensilios se asocia a la historia de la humanidad desde
tiempos remotos y dio lugar al desarrollo de tecnologías, las que en muchos casos, definieron el
avance de las grandes civilizaciones.
El paso inicial del desarrollo de las nuevas disciplinas de la ciencia e ingeniería de materiales
sucedió en la década del 1950, con el uso de procedimientos empíricos para adaptar materiales
convencionales a aplicaciones biomédicas. Esto fue generando respuestas a los desafíos planteados
por la necesidad de producir dispositivos biomédicos de alto rendimiento
Sus primeros antecedentes documentales se remontan al siglo XXX a.C., en el antiguo Egipto.
También durante las civilizaciones clásicas de Grecia y Roma (siglo VII a.C. a siglo IV d.c.) se usaron
materiales no biológicos, en particular, metales y otros materiales naturales para el tratamiento de
heridas y de algunas enfermedades.
Ya en la era moderna, en la Europa del siglo XVI se empleó el oro y la plata para la reparación dental
y, más tarde, hilos de hierro para la inmovilización de fracturas óseas. Los avances tecnológicos de
fines del siglo XIX, en particular el desarrollo de la anestesia, de la cirugía en condiciones estériles y
de los rayos X, dieron un fuerte impulso a la búsqueda de metales que pudieran ser utilizados en el
interior del cuerpo. Pero a poco tiempo de la aplicación de metales a este fin, aparecieron
inconvenientes causados por la corrosión o porque los metales carecían de las propiedades
mecánicas necesarias para que el dispositivo cumpliera adecuadamente la función para la que fue
diseñado.
Para superar estos inconvenientes se investigaron nuevas aleaciones metálicas, entre las que cabe
mencionar las de cromo-cobalto y los aceros inoxidables con 18% de níquel y 8% de cromo (tipo
302).
Hacia 1940 se mejoró la resistencia a la corrosión de los aceros mediante el agregado de 2-4% de
molibdeno.
Hacia 1960 se redujo la cantidad de carbono en estos aceros inoxidables a menos del 0,03% (tipo
316L), por lo que se logró una importante mejoría adicional. Posteriormente, la introducción del
titanio y de sus aleaciones con niobio y tantalio, extendió el campo de aplicación de los metales.
La aplicación de biomateriales no metálicos comenzó también tempranamente. Durante la Edad
Media fueron utilizados en ligaduras destinadas a detener hemorragias y en algunos de los
procedimientos quirúrgicos. Su desarrollo se aceleró a principios del siglo pasado con el
descubrimiento de materiales para fabricar hilos de sutura capaces de ser degradados y absorbidos
por el organismo. Sin embargo, la investigación sistemática y planificada de los materiales útiles para
la fabricación de prótesis e implantes sólo surge después de la segunda Guerra Mundial como
consecuencia del avance del conocimiento en ciencia y tecnología de materiales.
Un factor que impulsó fuertemente el desarrollo de materiales implantables durante este siglo fue el
enorme aumento de su demanda producida por la necesidad de rehabilitar a millones de inválidos de
guerra. Este aumento corrió en paralelo con avances en otros terrenos que crearon condiciones
favorables para obtener soluciones eficaces. Entre ellas cabe mencionar a la investigación y
desarrollo en general de nuevos materiales, es especial de los poliméricos, la disminución del riesgo
de infecciones causada por la aparición de los antibióticos eficaces y los adelantos en el
conocimiento de los procesos biológicos desencadenados como consecuencia del contacto de la
materia viva con el biomaterial.
La observación clínica de que la inclusión de partículas metálicas en los cuerpos de los soldados
heridos era bien tolerada, otorgó a los médicos un criterio empírico que justificó el uso de implantes
metálicos para corregir daños en el cráneo o para la fijación interna de fracturas. La comprobación
de que los pilotos de guerra no sufrieron alteraciones en la funcionalidad del ojo frente a inclusiones
oculares de astillas de poli (metilmetacrilato), polímero vítreo empleado en las ventanillas de los
aviones, condujo al desarrollo de las lentes intraoculares fabricadas con este material. Estas son
2
consideradas aún hoy en día como uno de los implantes más exitosos. El poli(metilmetacrilato)
también se usa con éxito en cirugía ortopédica como cemento para la fijación de prótesis.
Durante las décadas del 40 y el 50, la investigación y el desarrollo de los implantes estuvo
exclusivamente en manos de cirujanos. Algunos de los implantes concebidos y probados con la
dirección de profesionales médicos están todavía en uso (por ejemplo: implante de cadera de
Charnley, el cemento acrílico y las fibras de Blakemore para injertos vasculares).
Durante la década del 60 se publicaron los primeros estudios sobre las lesiones provocadas por la
presencia de un implante, e hizo su aparición el término biocompatibilidad para definir el grado de
tolerancia del material por parte de la materia viva. La determinación de la biocompatibilidad para
cada aplicación específica y para cada sistema formado por material y el medio biológico con el que
estará en contacto, requiere la realización de una serie de ensayos de acuerdo con protocolos
preestablecidos y del posterior análisis estadístico de los resultados obtenidos.
A finales de los años 60, los ingenieros ingresaron en los laboratorios de clínica médica, quirúrgica y
dental, y sus contribuciones comenzaron a aparecer en la literatura biomédica. El primer simposio de
Biomateriales que se celebró en la Universidad de Clemson (del estado de Carolina del Sur en los
EE.UU.), en 1969, marca el punto de partida de la necesaria integración de las disciplinas
complementarias a la ingeniería y a la medicina para el desarrollo de materiales biomédicos. La
influencia del ingreso de la ingeniería al campo de los biomateriales se evidenció en la aplicación de
técnicas para caracterizar la estructura y la superficie de los materiales, a los efectos de
correlacionarlos con las respuestas biológicas observadas. También, con la incorporación de los
materiales cerámicos para el reemplazo de partes óseas y con el desarrollo de materiales
compuestos.
La comunidad científica que desarrollaba tareas en este campo se agrupó en diversas sociedades,
tales como la Sociedad de Biomateriales (EE.UU) (accesible en Internet en el sitio
http://www.biomaterials.com) fundada en 1974 y la Sociedad Europea de Biomateriales .
En 1978 se efectuó el primer Congreso Internacional sobre Biomateriales. Desde entonces se
produjo un crecimiento notable en el número de trabajos presentados y en el número y nivel de los
recursos humanos formados en el área.
1.2 CARACTERÍSTICAS DE LA CIENCIA Y DE LA INGENIERÍA DE BIOMATERIALES
La comunidad académica internacional ha reconocido la importancia de las investigaciones de
carácter multi e interdisciplinario y ha reclamado acciones para que estas sean promovidas.
Las investigaciones propias de la ciencia y la ingeniería de biomateriales constituyen un ejemplo de
actividades interdisciplinarias cuyos contenidos no pueden ser encuadrados dentro de los límites
curriculares de los estudios universitarios tradicionales. Téngase en cuenta que la ciencia de los
biomateriales estudia los parámetros que definen las interacciones entre un biomaterial con un
sistema biológico; mientras que la ingeniería de biomateriales incluye la investigación y desarrollo de
materiales con control de calidad, tanto en lo que se refiere a su estructura como a su superficie
realizado a escala de nanómetros (nanotecnologías). Esta naturaleza multidisciplinaria hace que la
ciencia e ingeniería de los biomateriales comparta áreas temáticas pertenecientes a variados
sectores del conocimiento.
Las áreas compartidas están esquematizados en la figura 1, y pueden agruparse en cuatro grandes
campos las ciencias básicas, las especialidades médicas, las ciencias biomédicas y la ingeniería.
Entre las ciencias básicas involucradas se destacan la biología celular y molecular, la ciencia de los
materiales y la ciencia de las superficies. Prácticamente todas las especialidades de la medicina
hacen uso de los biomateriales. Dentro de las ciencias biomédicas se deben destacar: la cirugía, la
fisiología y la anatomía. En el campo de la ingeniería sobresalen las ingenierías de materiales, la
ingeniería mecánica y la ingeniería química.
3
Figura 1: Disciplinas que participan en la ciencia e ingeniería de los biomateriales
Puede por lo tanto afirmarse que tanto la ciencia como la ingeniería de biomateriales, más que
ningún otro campo de la tecnología contemporánea, reúnen a investigadores con diferente formación
académica que deben actuar manteniendo una comunicación clara y fluida
1.3 ¿QUE ES UN BIOMATERIAL?
Es un material no biológico usado en un dispositivo médico, destinado a interaccionar con sistemas
biológicos.
En otros términos, un biomaterial es una sustancia farmacológicamente inerte diseñada para ser
implantada o incorporada dentro del sistema vivo.
1.4 REQUISITOS QUE DEBE CUMPLIR UN BIOMATERIAL
Los requisitos que debe cumplir un biomaterial son:

Ser biocompatible, es decir, debe ser aceptado por el organismo, no provocar que éste
desarrolle sistemas de rechazo ante la presencia del biomaterial.






No ser tóxico, ni carcinógeno.
Ser químicamente estable (no presentar degradación en el tiempo) e inerte.
Tener una resistencia mecánica adecuada.
Tener un tiempo de fatiga adecuado.
Tener densidad y peso adecuados.
Tener un diseño de ingeniería perfecto; esto es, el tamaño y la forma del implante deben ser
los adecuados.
Ser relativamente barato, reproducible y fácil de fabricar y procesar para su producción en
gran escala.

1.5 USOS QUIRÚRGICOS DE LOS BIOMATERIALES
a. En el sistema esquelético muscular, para uniones en las extremidades superiores e
inferiores (hombros, dedos, rodillas, caderas, etc.) o como miembros artificiales
permanentes.
b. En el sistema cardiovascular, corazón (válvula, pared, marcapasos, corazón entero),
arterias y venas.
c. En el sistema respiratorio, en laringe, tráquea y bronquios, diafragma, pulmones y caja
torácica.
d. En sistema digestivo: esófago, conductos biliares e hígado.
e. En sistema genitourinario, en riñones, uréter, uretra, vejiga.
f. En sistema nervioso, en marcapasos.
g. En los sentidos: lentes y prótesis de córneas, oídos y marcapasos caróticos.
h. Otras aplicaciones se encuentran por ejemplo en hernias, tendones y adhesión visceral.
4
i.
Implantes cosméticos maxilofaciales (nariz, oreja, maxilar, mandíbula, dientes), pechos,
testículos, penes, etcétera.
2 CLASIFICACIÓN DE LOS BIOMATERIALES
2.1 POR EL TIPO DE MATERIAL
En esta definición están comprendidos materiales muy diferentes tales como:

Los metales y aleaciones,

Los cerámicos y vidrios

Los polímeros, tanto naturales como sintéticos.

Habitualmente se utilizan en forma de materiales compuestos en los que la asociación de
dos o más sustancias con características propias forman un nuevo material cuyas propiedades son
superiores a la de cada uno de sus componentes, para los fines de la aplicación que se le quiere dar.
2.2 POR LA DURACIÓN Y LA FORMA DEL CONTACTO QUE SE ESTABLECE CON EL
ORGANISMO,
Los biomateriales suelen clasificarse como:


De uso temporáneo
De uso permanente
2.3 POR SU LOCALIZACIÓN


Intracorporal
Extracorporal.
2.4 POR LA FUNCIONALIDAD
Desde el punto de vista de su función se pueden distinguir:

Dispositivos destinados al soporte,

Material de diagnóstico

Material de tratamiento. Algunos biomateriales contienen drogas y son
considerados
medicamentos,

Materiales que pueden incluir células vivas y construir los llamados biomateriales híbridos.

También hay biomateriales que incluyen compuestos capaces de responder a señales
provenientes del medio biológico que reciben el nombre de materiales inteligentes.
Presentaremos Además las siguientes clasificaciones:
POLÍMEROS
Ventajas
Desventajas
Hidrogeles
Elasticidad.
Baja
resistencia
transversal y compresiva.
Celulosa
Fácil moldeo y
régimen
de
Co-polímeros acrílicos
diseño
de Alto
deformación.
propiedades
Reabsorbibles
Falta de compatibilidad
Ácido Poliglicólico
Ácido Polilactico
con medio fisiológico
Poliésteres
5
Usos
Suturas.
Suministro
drogas
Crecimiento
Cartílagos
artificiales
de
COMPOSITES
Polímero reforzado con
fibra
de
carbono
(CFRC).
Reforzados con fibras.
Híbridos
Ventajas
Compatibilidad
con
sistema
músculoesqueleto.
Inerte.
Adherencia
tejidos.
Desventajas
Falta de resiliencia.
Usos
Ortopédico.
Difícil Fabricación.
Propiedades mecánicas e
interfaciales
poco
conocidas.
a
Sin
corrocióndegradación
Alta resistencia
transversal
y
tensión.
Propiedades
modificables
METALES
Co-Cr-Mo
Ti-6Al-4V
Ti
Ventajas
Alta resistencia
transversal.
Alta resistencia
al desgaste
Acero 316L
Nitinol (Ni-Ti)
CERAMICOS
Alúmina
Zirconio
Fosfato Tricálcico
Hidroxiapatita
Carbón pirolítico
Silicatos de calcio
Desventajas
Falta de compatibilidad
completa con el
medio
fisiológico.
Usos
Ortopédico.
Desajuste
de
las
propiedades
mecánicas
con sistemas músculoesqueleto.
Implantes.
Quirúrgico.
Corrosión en Acero 316
Ventajas
Compatibilidad
con
sistema
músculoesqueleto.
Desventajas
Baja
resistencia
a
tensión, corte e impacto.
Similitud
con
propiedades
físicas del hueso.
Falta de elasticidad
Resistencia a la
corrosión
Inertes
tejidos.
a
los
Difícil conformación.
Baja reproducibilidad de
propiedades mecánicas.
Sensibilidad al mellado.
Falta de resiliencia.
Adherencia a los
tejidos.
Alta resistencia
a compresión
Alta resistencia
al desgaste.
6
Usos
Ortopédico.
Revestimiento
de metales.
Válvulas
cardiacas
odontológico.
3 MATERIALES EMPLEADOS EN LOS BIOMATERIALES.
Los biomateriales tienen un campo de aplicación muy amplio que se extiende desde dispositivos de
uso masivo y cotidiano en centros de salud como es el caso de jeringas, vendajes, catéteres, bolsas
para suero y sangre, y recipientes para residuos -hasta sofisticadas piezas que se emplean para
promover la regeneración de tejidos o para reemplazar órganos
Tabla I
Elemento, componente o producto
Materiales
CATÉTERES Y TABULADORAS
PVC, PE, PU, silicona, poliéster,
fluoropolímeros (teflón)
BOLSAS SANGUÍNEAS
PVC
FILM PARA EMBALAJES
PE, PVC, nylon, poliestireno (PS)
CONTENEDORES QUIRÚRGICOS
PE, PS, poliéster, acrílico
RECIPIENTES Y BOTELLAS
PE, PVC, PS, poliéster, PP
PARTES DE ANALIZADORES DE LABORATORIO, PE, PVC, nylon, etc.
ASPIRADORES, INSTRUMENTOS ÓPTICOS, ETC
COMPONENTES
ELECTRÓNICOS
DE
EQUIPOS
MÉDICOS Nylon, PP, poliacetales, etc.
COMPONENTE DE MÁQUINAS PARA CORAZÓN Y Polivinilpirrolidona
PULMÓN.
COMPUESTOS MÉDICOS EN POLVO
Resinas urea-formaldehído
PARTES DE DISPOSITIVOS ÓPTICOS Y ACÚSTICOS.
Acrílico, policarbonato, epoxi, etc.
PARTES Y RUEDAS DE SISTEMAS DE TRANSPORTE
Poliéster, PP, etc.
EQUIPAMIENTO PARA TRANSPORTE DE ALIMENTOS
PS, PE, PVC, etc.
JERINGAS DESCARTABLES, AGUJAS, TUBOS DE PE, PVC, PU, PS, etc.
DRENAJE, BOLSAS DE AIRE, CUBRE ZAPATOS,
TERMÓMETROS DE USO ÚNICO, BANDAS DE
IDENTIFICACIÓN, TARJETAS, PAÑOS TÉRMICOS Y
HÚMEDOS, RECIPIENTES PARA RESIDUOS, ETC.
COBERTURAS
DE
AISLADORES, ETC
SISTEMAS
ELÉCTRICOS, Poliéster, PVC, PC,
acrilonitrilo-butadieno-estireno(ABS),
etc
EQUIPAMIENTO Y MOBILIARIO
Poliéster, PE,
acrílicos, etc.
PP,
PVC,
PS,
4 APLICACIONES DE LOS BIOMATERIALES
Los dispositivos construidos con biomateriales están cobrando creciente importancia y su número
aumenta continuamente. La prevención, el diagnóstico y el tratamiento de muchos trastornos de la
salud se han hecho posibles merced a la existencia de nuevos materiales y de formulaciones, y
dispositivos que participan en ellos. En la actualidad, en muchos casos, los biomateriales se han
convertido en los factores determinantes de la factibilidad y del éxito de una determinada práctica
médica.
7
Tabla II
LOCALIZACIÓN
OJO
DISPOSITIVO
ETIOLOGÍA
MATERIALES
Lente intraocular
Cataratas
Lentes de contacto
Problemas de la
visión
Acrílico
(polimetilmetacrilato)silicona (Sil),
hidrogeles, Silicona-acrilatos.
Colágeno
Vendaje corneal
Piso orbital
Fractura del orbital
que conduce a visión
doble
Politetrafluoroetilena (PTFE),
silicona, polietileno (PE), Ti(malla)
Banda escleral
Desprendimiento de
retina
Silicona
Ojo artificial
Remoción por
traumatismo o
enfermedad
Acrílico
Marco oído externo
Pérdida congénita o
traumática del oído
externo
Silicona, PE, policloruro de vinilo
(PVC)
Tubo de ventilación
Infección del oído
medio, oclusión del
tubo de Eustaquio
PE, FC, silicona, acero inoxidable
(A.Inox.)
Protesis de estribo
Estribotomía
A.Inox., PTFE
Timpanoplastía
Reconstrucción del
oído medio
A.Inox., PTFE
NARIZ
Rinoplastía
Nariz congénita en
silla
Silicona
BARBILLA
Prótesis de barbilla
Barbilla recesiva
Silicona
Prótesis mandibular
Traumatismo,
anquilosis
ProplastTM
Implantes dentales
Traumatismo,
enfermedad
Acrílico, epoxi, PE ultra alta
densidad, titanio, alúmina
Prótesis facial
Traumatismo
Acrílico, PVC, poliuretanos
Stents traquéales
Reconstrucción
traquial
Silicona
Caja de voz
Pérdida de la voz por
laringectomía
Silicona, acetales, A.Inox.
Marcapasos
cardíaco
Arritmía, bloqueo
cardíaco
Epoxi, Sil, PTFE, A.Inox, Ti
Prótesis valvulares
Enfermedades
valvulares
Carbón pirolítico, Ti, PFTE,
silicona, tejido reprocesado
Bombas intraaórticas
Pacientes con
necesidad de
asistencia cardíaca
Poliuretanos segmentados,
copolímeros uretano-silicona
Oxigenadores
sanguíneos
Cirugía a corazón
abierto
Policarbonato (PC), cauchos de
silicona, poliacetales
PISO ORBITAL
OÍDO
BOCA
CARA
CUELLO
CORAZÓN Y
SISTEMA
VASCULAR
8
SISTEMA
DIGESTIVO
SISTEMA
URINARIO
Vasos sanguíneos y
"stents"
Traumatismo,
enfermedad
PVC, poliéster (dacrón, mylar)
Aleac.superelásticas Ni-Ti
Almacenado de
sangre y sistemas
de liberación
Traumatismo, cirugía,
enfermedades
Vinilos, poliacetales
Prótesis arteriales
Arteriosclerosis,
aneurismas
Tejido de poliéster o PTFE
Suturas
biodegradables
Traumatismo o
enfermedad
Poliuretanos (PU), polilactidas
Segmentos
gastrointestinales
Traumatismo o
enfermedad
Silicona, PVC, nylon, poliacrilatos
Segmentos de
esófago
Traumatismo o
enfermedad
PE, polipropileno (PP), PVC
Stent de uretra
Bloqueo de uretra por
enfermedad
Silicona, PE
Esfínter urinario
Incontinencia urinaria
Silicona
Membranas de
hemodiálisis
Fallas de riñon
Nylon, silicona, celulosa, PU,
poliacrilonitrilo, cuprophane
Prótesis mamarias
Mastectomía
subcutánea,
subdesarrollo o
asímetría de mamas
Silicona
Stent vaginal
Recontrucción por
enfermedad o
ausencia congénita
Silicona, PE
Implante
Trompas de Falopio
Silicona
Implante de pene
Impotencia eréctil
Silicona, PE
Implante testicular
Orquidectomía
Silicona
Placa craneal
Traumatismo
Acrílico, Ti (malla)
Articulaciones de
rodilla, dedos y otras
Artritis, traumatismo
Compuestos PE-fibra de carbono,
PU, silicona
ÓRGANOS
SEXUALES
ESQUELETO
Placas de fijación de
fracturas
Aceros, aleaciones Ti-Al-V,
acrílicos, PE ultra densidad,
dacrón
Reparación de
huesos
Hidroxiapatita, acrílico
Tendones artificiales
Tendonitis,
traumatismo
Silicona, poliéster
Músculo artifical
pasivo
Atrofia muscular,
traumatismo
Silicona, poliéster
9
Marca pasos
10
Bypass Cardiopulmonar
Válvula del corazon
11
Implantes dentales
Cornea
Lente intraocular
12
Aplicación de huesos
5 PROPIEDADES DE LOS BIOMATERIALES
5.1 PROPIEDADES MECÁNICAS
Entre las propiedades mecánicas de importancia se encuentran:
 El comportamiento elástico caracterizado por la Ley de Hooke que expresa la relación
constante entre la carga aplicada y la deformación observada de un material cuando es sometido a
esfuerzo de tensión que puede ser longitudinal y de corte. Dicha deformación es de naturaleza
eventual, es decir que solo existe mientras se aplica el esfuerzo.
Durante este comportamiento es analizada la respuesta de la deformación frente a esfuerzos de
compresión, tracción y corte a través de las relaciones tensión y deformación frente a sus
respectivas constantes elásticas E y G, según sean esfuerzos de tensión longitudinal y de corte
respectivamente.
De acuerdo al comportamiento elástico caracterizado por el comportamiento de sus constantes en un
estado general de tensiones, los materiales son clasificados como isótropos (igual respuesta en
todas las direcciones de esfuerzo) o anisótropos (diferente respuesta para cada dirección de
esfuerzo). En general los materiales policristalinos son isotrópicos mientras que la mayoría de los
materiales poliméricos y de muestras de tejidos biológicos, basados solo en el alineamiento
13
molecular, son anisotrópicos. por ejemplo. las estructuras óseas, ligamentos. suturas que son más
fuertes en la dirección longitudinal de la fibra que en su dirección transversal. Por consiguiente para
dichos materiales se requieren más de dos constantes elásticas para describir su comportamiento.
 La fractura frágil ocurre debido a las inestabilidades estructurales como defectos
microscópicos existentes en el material o que surgen por la superación del límite de resistencia
mecánica ocasionando que estas crezcan violentamente hasta producir el colapso por fractura frágil
del material. El esfuerzo responsable de esta fractura es denominado tensión de fractura, cuyo
comportamiento es típico para cada tipo de material. El número y el tamaño de los defectos,
particularmente los poros, son las características micro estructurales que mas afecta la resistencia
de los materiales frágiles.
La deformación plástica es una característica que algunos materiales exhiben durante la aplicación
de esfuerzos y que se manifiesta por una deformación permanente luego de haberse aplicado y
suspendido el esfuerzo. Convencionalmente se considera como comportamiento plástico aquella
deformación permanente mayor al 0.2% de las dimensiones originales. A partir de este periodo, las
deformaciones no son proporcionales al esfuerzo aplicado como en el régimen elástico, ni tampoco
es recuperable al cesar el esfuerzo.
Durante la deformación plástica se registra un reordenamiento de largo alcance lo cual es soportable
por las estructuras cristalinas cuyo enlace es igual en todas las direcciones como en los metales
mientras que en los materiales cerámicos de enlace iónico y los polímeros de enlace covalente
ambos de naturaleza direccionala exhiben por lo general comportamiento frágil. Por tanto el
comportamiento plástico resulta de gran utilidad en los metales y sus aleaciones debido a su
ductilidad y maleabilidad y el esfuerzo que se aplica para este propósito es sensible al tamaño de
grano cristalino y la introducción de elementos aleantes.
El comportamiento plástico ocurre hasta un limite de esfuerzo aplicado que se conoce como UTS
(ultima resistencia tensil) o máxima resistencia a la tracción que se determina por el ensayo de
tracción correspondiente. El área bajo la curva de tensión es el trabajo requerido para deformar el
espécimen hasta que se produce la falla que en términos de energía por unidad de volumen es
expresado como tenacidad de fractura y que refleja la resistencia del material a la propagación de
grieta.
 La fluencia lenta y viscosa que es observada en algunos materiales y que se caracteriza por
la deformación continuada en función del tiempo a pesar que la carga permanece constante como en
el caso de los ligamentos. También esta asociado a este fenómeno el hecho que para una
deformación inmediata y constante, la magnitud de la carga disminuye en función del tiempo lo que
se conoce como relajación de esfuerzos. Ambas respuestas son el resultado de un flujo viscoso en el
material de modo análogo a la acción de la fuerza de un pistón sobre un liquido compresible dentro
de un cilindro. Los materiales sólidos que exhiben una deformación en función del tiempo se
denominan visco elásticos y su modulo aparente es determinado por la relación entre el esfuerzo de
corte aplicado y la velocidad de deformación lograda.
 La falla por fatiga que se produce por aplicación de esfuerzos de naturaleza cíclica de un
valor menor al de la UTS. La ocurrencia de estos esfuerzos es frecuente en los elementos de
máquinas así como en elementos de tipo biológico como los huesos y marcapasos. El limite de fatiga
se determina identificando el nivel de esfuerzos en función del número de ciclos (>10'ciclos) para el
cual no se produce falla. La resistencia ala fatiga es sensible a las condiciones ambientales de
corrosión, temperatura. deterioro, y velocidad de aplicación de ciclos. especialmente para materiales
visco elástico.
 La tenacidad a la fractura de materiales que tienen la capacidad de exhibir una deformación
plástica localizada en la zona de propagación de grieta resulta ser una propiedad de importancia
cuando se desea obtener estructuras de falla controlada. El parámetro de Tenacidad a la fractura es
el denominado factor crítico de intensidad de esfuerzos (Klc) que es una función del esfuerzo de
propagación de grieta, y de la profundidad y forma de la misma.
5.2 PROPIEDADES SUPERFICIALES DE LOS MATERIALES
Los estudios que se deben realizar a nivel de la superficie del ,material estan ligados a:
 La rugosidad superficial
 La humectabilidad
 La movilidad superficial
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 La composición química
 La cristalinidad
 La heterogeneidad frente a una reacción biológica
Para la evolución de estos aspectos existen técnicas de medición apropiadas como:
Medida de la tensión superficial a través del ángulo de contacto.
Análisis químico por espectroscopia electronica (ESCA)y espectrometrías de masas por iones
secundarios(SIMS).
Imagen de superficies por microscopia electrónica de barrido.
Identificación de compuestos químicos y orientación estructural por espectroscopia de infrarrojo
También se vienen desarrollando técnicas de caracterización morfológica de adherencia molecular
mediante la microscopia de barrido por efecto túnel y la microscopia de fuerza atómica.
5.3 PROPIEDADES TÉRMICAS
Medida de propiedades térmicas de materiales: capacidad calorífica, cinéticas de curado,
transiciones de fase, etc.
5.4 PROPIEDADES ELÉCTRICAS
Medida de propiedades eléctricas de materiales: permitividad dieléctrica.
5.5 PROPIEDADES MAGNÉTICAS
En otra área de investigación se estudian las propiedades magnéticas de las diferentes cerámicas
como los superimanes, o los imanes extraordinariamente resistentes, pues últimamente han
demostrado tener mucho más potencia que los imanes de materiales ferrosos.
6
ESTRUCTURA DE SÓLIDOS
6.1 TIPOS DE SÓLIDOS
Sólidos cristalinos
Los átomos, iones o moléculas se empaquetan en un arreglo ordenado
Sólidos covalentes ( diamante, cristales de cuarzo), sólidos metálicos,
sólidos iónicos.
Sólidos amorfos
No presentan estructuras ordenadas
Vidrio y hule
6.1.1 SÓLIDOS CRISTALINOS
Estructura de los sólidos cristalinos
Celda unitaria
Es la unidad estructural de un sólido cristalino. Mínima unidad que da
toda la información acerca de la estructura de un cristal
La estructura del sólido cristalino se representa mediante la repetición de la celda unidad en
las tres direcciones del espacio
Tipos de celdas unitarias
Sistemas
cúbico a = b = c a = b = g =90º
tetragonal
a = b  c a = b = g =90º
ortorrómbico a  b  c a = b = g =90º
monoclínico
a  b  c a = g =90º b90º
triclínico
a  b  c a  b  g 90º
hexagonal
a = b c
a = b =90º g =120º
romboédrico
a = b = c a=b= g 90º
15
Empaquetamientos de esferas
Las esferas se empacan de forma distinta. Cada arreglo distinto presenta un número
de coordinación
Empaquetamiento no compacto
–
Celda unitaria
Celda cúbica simple
–
Celda unitaria
Celda cúbica centrada en el cuerpo
Empaquetamiento compacto
–
Celda unitaria
Celda cúbica centrada en las caras (ABC)
–
Celda unitaria
Celda hexagonal compacta (ABA)
Celda cúbica simple (sc)
Ejemplos : α-Po, Hg
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Celda cúbica centrada en el cuerpo (bcc)
Ejemplos: Fe, Cr, Mo, W, Ta, Ba
Celda cúbica centrada en el cuerpo (bcc)
Nº d
Áto
b
c
b
r
a
Efic
Cúbica centrada en el cuerpo
Nº de coordinación:8
Átomos por celda: 8 aristas*1/8 + 1centro =2
b
+a2
+b2=3a2
=(3a2)1/2
Relación entre la longitud de arista y el radio del átomo:
r
3a
4
Vcelda
b2=a2+a2
c2=a2+b2=3a2
c= 4r =(3a2)1/2
Vo
V
Cúbica centrada en el cuerpo (BCC): Fe
Eficacia del empaquetamiento: 68%
Vocupado
Rel

24 3 r 3 24 3 r 3
3


 0.68
8
a3
( 4r ) 3
3
ada en el cuerpo (BCC): Fe, Cr, Mo, W, Ta, Ba.
17
Celda cúbica centrada en las caras (fcc) (Empaquetamiento compacto ABC)
Celda cúbica centrada en las caras (fcc)
Ejemplos: NaCl
Celda cúbica
centrada
en lasen
caras
(fcc) (F.C.C.):
Cúbica
centrada
las caras
Nº de coordinación:12
Átomos por celda: 8 aristas*1/8 + 6caras*1/2=4
Relación entre la longitud de arista y el
radio del átomo: (4r)2=a2+a2
Eficacia del empaquetamiento: 74%
Vocupado
Vcelda

4  4 3 r 3
a3

4 3r 3
4r
21 / 2
18
 0.74
4r
a
Celda hexagonal compacta (hc) (Empaquetamiento compacto ABA)
Celda hexagonal compacta (hc)
Ejemplos: Be, Mg, Zn, Cd, Ti
19
Celda hexagonal compacta (hc)
Hexagonal (h.c.):
Nº de coordinación:12
Átomos por celda: 2
c
Para el hexágono (3celdas):
12 vérticesx1/6 +2 carasx1/2 +3cen
Eficacia del empaquetamiento: 74%
Parámetros: a = ancho del hexágon
a
c= altura; distancia ent
Hexagonal (h.c.):
razon axial c/a para esferas en con
Nº de coordinación:12
Be c/a = 1.58
Átomos por celda: 2
c
Cd c/a = 1.88
Para el hexágono (3celdas):
12 vérticesx1/6 +2 carasx1/2 +3centro=6átomos
Hexagonal compacta (h.c): Be, Mg, Zn, Cd, Ti
Eficacia del empaquetamiento: 74%
Parámetros: a = ancho del hexágono
a
c= altura; distancia entre dos planos
Tipos de cristales
razon axial c/a para esferas en contacto=1.633
Cristales iónicos
Be c/a = 1.58
Características
– La cohesión se debe a enlaces iónicos (50-100 kJ/mol)
– Formados por especies cargadas
Hexagonal compacta (h.c): Be, Mg, Zn, Cd,– Ti Aniones y cationes de distinto tamaño
Propiedades
– Duros y quebradizos
– Puntos de fusión altos
– En estado líquido y fundido son buenos conductores de la
electricidad
Ejemplos
– NaCl, Al2O3, BaCl2, sales y silicatos
Cd c/a = 1.88
Cristales covalentes
Características
– La cohesión cristalina se debe únicamente a enlaces covalentes
(100-1000 kJ/mol)
Propiedades
20
– Duros e incompresibles
– Malos conductores eléctricos y del calor
Ejemplos
– 2 alótropos de carbón (Cgrafito y Cdiamante, cuarzo (SiO2)
– 2 alótropos de carbón Cgrafito y Cdiamante
Cristales moleculares
Características
– Formados por moléculas
– Unidos por fuerzas de Vas der Waals (1 kJ/mol) o enlaces por
puentes de H
Propiedades
– Blandos, compresibles y deformables
– Puntos de fusión bajos
– Malos conductores del calor y electricidad
Ejemplos
– SO2, I2, H2O(s)
Cristales metálicos
Características
– Cada punto reticular está formado por un átomo de un metal
– Los electrones se encuentran deslocalizados en todo el cristal
Propiedades
– Resistentes debido a la deslocalización
– Debido a la movilidad de los electrones, buenos conductores de la
electricidad
Ejemplos
– Ca, Na, Li
6.1.2 SÓLIDOS AMORFOS
Los átomos o moléculas que lo forman no se encuentran en posiciones fijas del cristal
y por tanto, carecen de una distribución tridimensional regular
Vidrio
Producto de fusión de materiales inorgánicos que se han enfriado a un
estado sólidos sin cristalizar
Sus principales componentes son
21
– SiO2, NaO2 y B2O3 fundidos
El color del vidrio es debido a la presencia de iones metálicos
– Fe2O3, CuO
color verde
– UO2
color amarillo
– CoO, CuO
color azul
– Au y Cu
color rojo
7 CLASES DE BIOMATERIALES
7.1 METALES
El campo de los materiales metálicos esta constituido por
implantes para uso ortopédico vinculados a reducción abierta de
fractura y fijación interna, colocación o movimiento de un
dispositivo de fijación interna sin reducción de fractura,
artroplastia de rodilla o tobillo y reemplazo total de cadera o
artroplastia de cadera
una
7.1.1 ACEROS INOXIDABLES
En la practica la mas común es el 316 (ASTM F138,F139) grado 2 que tiene
menos de 0.030% de carbona fin de reducir la posibilidad de corrosión in
vivo., la designación L denota su bajo contenido de carbón, también
contiene hierro(60-65%) aleado con cromo(17-19% y níquel(12-14%) con
cantidades menores de manganeso, nitrógeno, molibdeno, fósforo, silicio ,y
sulfuro.
Prótesis
Metálica de Cadera
La función clave del cromo es permitir el desarrollo de un acero
resistente a la corrosión por la formación de un oxido de
superficie fuertemente adherente (Cr203). Sin embargo, por otro
lado el cromo tiende a estabilizar la fase ferrifica (BCC) del
hierro que es mas débil que su fase ausenítica (FCC). El
molibdeno y el silicio son también estabilizadores de ferrita. Para
contrarrestar esta tendencia a la formación de ferrita, se agrega
níquel para estabilizar la fase austenítica.
La razón más importante para el bajo contenido de carbón se
relaciona con la corrosión. Si el contenido de carbón del acero excede significativamente 0.03%, hay
un incremento en el peligro de formación de carburos tales como Cr23C6, Este tiende a precipitar en
los bordes de grano cuando la concentración de carbono y la historia térmica ha sido favorable a la
cinética del crecimiento del carburo.
Esta precipitación del carburo debilita el contenido de Cromo en los granos adyacentes lo cual tiene
efecto de disminución de la formación de óxido de cromo protector Cr203. Los aceros en los cuales
tales carburos se van formado son los llamados "sensibilizados" y están destinados a fallar por
fractura asistida por corrosión.
Bajo las especificaciones ASTM, la forma
deseable de 316L es austenita en fase simple
(FCC). Estos no deben tener fases ferrificas libres
(BCC) o carburos en la micro estructura. Además
acero debe estar libre de inclusiones tales como
sulfuros laminados, dado que la corrosión se
origina en las interfases metal -inclusión. El
tamaño del grano recomendado para 316L es
ASTM # 6 fino.
El tamaño del grano ASTM numero n se define
la formula:
N = 2n-1
el
por
(1)
Donde N es el numero de granos contados en 1 pulg2 a 100 X de magnificación (0.0645 mm2 área
actual), n=6 promedio de tamaño de un grano de cerca de 100 mm o menos. El énfasis sobre el
22
tamaño de un grano fino se explica por la relación Hall-Petch-tipo' entre el esfuerzo de fluencia y el
diámetro del grano:
ty = tf + kd-m,
(2)
Donde I, y t; son el esfuerzo de fluencia y el de fricción, respectivamente; d es el diámetro del grano,
k es la constante asociada con la propagación de deformación a través de los bordes de grano; y m
es aproximadamente 0.5. De esta ecuación se deduce que un alto valor de tensión de fluencia puede
lograrse por un metal con un menor diámetro de grano d, siendo todas las otras factores iguales.
Una clave determinante del tamaño del grano es la historia de fabricación. incluyendo detalles sobre
condiciones de solidificación, trabajado en frío, ciclos de recocido y recristalización.
Otra característica microestructural notable de 316L es la deformación plástica dentro de los granos.
El metal es ordinariamente utilizado en un estado al 30% trabajado en frío porque el metal en este
estado incrementa marcadamente su tensión de fluencia, tensión final y resistencia de fatiga
respecto a su estado recocido. La desventaja es una ductilidad reducida, pero ordinariamente esta
no es una preocupación principal en productos de implante.
7.1.2 LAS ALEACIONES BASADAS EN COBALTO:
Incluyen Haynes - Stellita 21 y 25 (ASTM F75 y F90, respectivamente),
Aleación especial rígida de CoCrMo.
Aleación forjada Co-Cr-Mo (ASTM F799)
Aleaciones multifase (MP) como el MP35N (ASTM P562).
Las aleaciones F75 y F799 son virtualmente idénticas en
composición conteniendo cada una 58-69% Co y 26-30% Cr. y la
diferencia clave es su historia de procesamiento. Las otras dos
aleaciones, F90 y F562, tienen ligeramente menos Co y Cr, pero
mas Ni en el caso de F562, y mas tungsteno en el caso de F90.
ASTM F75: el atributo principal de esta aleación es la resistencia a la corrosión en ambientes de
cloruro, la cual esta relacionada a su composición masiva y la superficie del óxido (nominalmente
Cr203). Esta aleación tiene una larga historia en las industrias de implantes aerospacial y biomédica.
Para el moldeo de F75 la aleación es fundida a 1350-1450°C y colada en moldes cerámicos de la
forma deseada (ejemplo. tronco femoral para caderas artificiales, implantes orales. puentes dentales
parciales). Los moldes son hechos en patrón de cera con dimensiones aproximadas a las finales y
luego es colado allí con un cerámico especial, después de lo cual la cera es quemada. El metal
moldeado es colado en el molde. Una vez qua el metal ha solidificado en la forma del molde. el
molde cerámico se quiebra y continúa el proceso hasta obtener el dispositivo final.
Dependiendo de los detalles del tipo exacto, este proceso puede producir por lo menos tres
características micro estructurales quo pueden influir enormemente en las propiedades del
implante.
 Primero, la aleación de tipo F75 consiste típicamente de una matriz rica en Co (fase alfa)
mas carburos interdendríticos y carburos en el limite de grano (fundamentalmente M22C6,
donde M representa Co, Cr. o Mo). Allí también puede haber fase gamma en base Co e ínter
metálico sigma interdendrítico rico en Co y Mo. En total, las cantidades relativas de las fase
alfa y carburo deben ser aproximadamente 85% y 15%, respectivamente, pero siguiendo un
enfriamiento de no-equilibrio, una micro estructura nucleada puede desarrollarse. En estas
condiciones las regiones interdendríticas se hacen ricas en soluto (Cr. Mo, C) y contienen
carburos, mientras que las dendritas se vuelven agotadas en Cr y enriquecidas en Co. Esta
es una situación electroquímica desfavorable, con las regiones agotadas en Cr que se
convierten en anódicas con respecto al resto de la microestructura. (Esto es además una
situación desfavorable si una cobertura porosa se aplica subsecuentemente por sinterizado)
Los tratamientos posteriores de recocido de solubilizacion a 1225°C por 1 hora pueden
ayudar a aliviar esta situación.
 Segundo, la solidificación durante el proceso de colado no solo resulta en la formación
dendrítica, sino además con un grano de tamaño relativamente grande. Esto generalmente
no es deseable a causa que esto reduce la tensión de fluencia de acuerdo a la relación HallFetch.
23
 Tercero. Los defectos de la colada pueden aparecer, por ejemplo la presencia de una
inclusión procedente del molde cerámico que queda atrapada mientras que el metal esta
solidificando. Esto contribuirá a la fractura de fatiga del implante in vivo, mayormente a causa de las
concentraciones de tensión del y las grietas de fatiga asociada al lugar de la inclusión de cerámica.
Por razones similares, es deseable eliminar el incremento de la macro y microporosidad a partir de la
contracción del metal durante la solidificación de las coladas.
Para eliminar estos problemas con la clase F75, se han utilizado la metalurgia de polvos para
mejorar las propiedades microestructurales y mecánicas de la aleación, por ejemplo, la compresión
isostática en caliente. En este proceso, el polvo de la aleación F75 se compacta y sinteriza bajo
condiciones de temperatura y presión apropiada (cerca de 100 MPa a 1100°C por 1 hora) y luego
forjado a su forma final. La microestructura típica corresponde a un tamaño de grano mucho más
pequeño que el material elegido y por consiguiente mayor tensión de fluencia de acuerdo a la
relación Hall-Petch.
En los dispositivos prostéticos de subvierta porosa basados en la aleación F75, la microestructura
dependerá de la manufactura inicial de los granules del sustrato metálico, y el proceso de sinterizado
utilizado para unir los granules al sustrato masivo subyacente. Con aleaciones Co-CrMo, por
ejemplo. El sinterizado puede ser difícil, requiriendo de temperaturas cercanas al punto de fusión
(1225°C). Desafortunadamente, estas altas temperaturas pueden reducir la resistencia a la fatiga del
sustrato de aleación' como el F75 tratado por solución en el colado tiene una resistencia de fatiga de
cerca de 200-250 MPa, pero esta se reduce a cerca de 150 MPa luego del tratamiento con cubierta
porosa. La razón para esto probablemente se relaciona con los cambios de fase posteriores del no
equilibrio de la microestructura nucleada en la aleación original F75. Sin embargo, un tratamiento de
sinterización modificado puede retornar la resistencia de fatiga a cerca de 200 MPa., Debido a estas
dificultades metalúrgicas, los dispositivos de cubierta porosa tienen menor rendimiento en la
resistencia a la fatiga como resultado de las concentraciones de tensión en las partículas que están
unidas con el substrato.
ASTM F799: este es físicamente una aleación F79 modificada que
ha sido procesada mecánicamente por forja al calor (cerca de
800°C) luego de la colada. Algunas veces se le conoce como
aleación termomecánica Co-Cr-Mo y tiene una composición
ligeramente diferente del ASTM F75.
La microestructura revela una estructura granular mas trabajadaAleación de CoCrMo para esqueléticos
que la clase F75 y una fase hexagonal compacta (HCP) que se
forma vía transformación inducida por cizallamiento de la matriz
FCC a las plaquetas HCP; esto no es diferente de lo que ocurre en
MP35N (ver ASTM F552). El limite de fatiga, de fluencia y tensión
máxima de esta aleación son aproximadamente dos veces mas que
aquellas de la clase F75 (Tabla 2).
ASTM F90: Esta aleación además conocida como Estellita Haynes 25
(HS-25), es una aleación Co-Cr-Mo. Se agrega Tungsteno y Niquel
para lograr maquinabilidad y sus propiedades de fabricación.
En el estado recocido, sus propiedades mecánicas se aproximan a las
de F75, pero cuando es trabajado al frío a 44%. las propiedades son
mas que el doble.
ASTM F562: Conocida como MP35N. esta aleación es primariamente
Co (29-38.8%) y Ni(33-37%), con cantidades significativas de Cr y Mo.
El "MP" en el nombre se refiere a las fases múltiples en su
microestructura. La aleación puede procesarse por tratamientos
térmicos y trabajo en frío para producir una microestructura controlada
y una aleación de alta resistencia como so explica a continuación.
 Para empezar, el cobalto sólido puro es FCC (bajo
condiciones de equilibrio) sobre los 419°C y HCP antes de los 419°C.
Sin embargo, la transformación al estado sólido de FCC a HCP es
24
lenta y ocurre por una reacción inducida por corte de tipo martensitico en la cual la fase HCP forma
con un piano basal (0001) paralelo al piano compacto (111) en FCC. La facilidad de esta
transformación es afectada por la estabilidad de la fase FCC, la cual a su vez es afectada tanto por
la deformación plástica y las adiciones de aleación.
Cuando el cobalto es aleado para hacer MP35N, el procesamiento incluye 50% de trabajo en frío, el
cual incrementa la fuerza motriz de las transformaciones del FCC retenido a la fase HCP. El HCP
emerge como placas finas dentro de los granos FCC. Debido a que los granos FCC son pequeños
(0,01-0,1 um.) y las placas HCP impiden el movimiento de la dislocación, la estructura resultante es
significativamente mas fuerte. Ello puede ser reforzada posteriormente por un tratamiento de
envejecimiento a 430-650°C. que produce precipitados Co3Mo sobre la plaquetas HCP. De aquí que
ahora, la aleación es multifásica y su resistencia deriva de la combinación de una fase matricial
trabajada al frío, reforzamiento por solución sólida, y endurecimiento por precipitación. La
propiedades mecánicas resultantes hacen a la familia de aleaciones MP35N una de las mas
resistentes disponibles para aplicaciones en implantes.
7.1.3 ALEACIONES EN BASE A TITANIO
El Titanio CP (ASTM F67) y la aleación TJ-6AI-4V de muy bajos
titanio en lingotes en forma de cilindros
intersticiales (ELI) (ASTM F136) son dos de los biomateriales para
para fundir diversos tamaños que se
pueden emplear directamente en las
implantes mas comunes basados en titanio.
máquinas
El Ti F67 CP es 98.9-99.6% titanio. El contenido de oxigeno de Ti CP
afecta su resistencia a la fluencia y a la fatiga significativamente. Por
ejemplo a 0.18% de oxigeno (grado 1). La tensión de fluencia es cerca
de 170 MPa. Mientras que a 0.40% (grado 4), la tensión de fluencia se
incrementa en cerca de 485 MPa. De modo similar, a 0.085 peso % de oxigeno (ligeramente mas
puro que el grado 1) el limite de fatiga (107 ciclos) es cerca de 88.2 MPa, mientras a 0.27 peso % de
oxigeno (ligeramente mas puro que el grado 2) el limite de fatiga (107 ciclos) es cerca de 216 MPa.
de estructuras esqueléticas o
En la aleación Ti-6AI-4V LI. el diagrama de fase individual Ti-AI y Ti- Colados
superestructuras finas de implantes.
V sugiere los efectos de los aleantes en su composición ternaria. El
Al es un estabilizador de fase alfa (HCP) mientras que V es un
estabilizador fase beta (BCC). La aleación 6AI-4V utilizada para
implantes es una aleación alfa-beta, cuyas propiedades varían con
los tratamientos previos.
Como en las aleaciones de base Co. los aspectos
microestructurales para el sistema Ti necesita ser considerados
cuando se evalúa la relación estructura-propiedad de los implantes
con superficies porosas o recubiertos con plasma. Es decir hay un
problema técnico en adherir exitosamente algunos tipos de cubiertas
sobre el substrato metálico en tanto que se mantengan las propiedades adecuadas del sustrato y el
recubrimiento. Por ejemplo, optimizando las propiedades de fatiga de tos implantes Ti-6AI-4V de
cubierta porosa aparece un problema disciplinario que involucra no solo la metalurgia sino también
las propiedades de superficie y mecánica de fractura.
7.2 POLÍMEROS
Entablillado de plástico
Los polímeros son materiales constituidos por grandes moléculas
(macromoléculas) formadas por la unión entre sí de moléculas pequeñas
llamadas monómeros. Es habitual designar a un polímero en particular
anteponiendo "poli" al nombre del monómero que lo forma, de allí por
ejemplo "polietileno", asociación de moléculas de etileno o "policloruro de
vinilo", asociación de moléculas de cloruro de vinilo. La unión de los
monómeros puede dar lugar a cadenas lineales, a cadenas ramificadas o a
redes. Las distintas formas de asociación de los monómeros participa en la determinación de las
propiedades del polímero y, por lo tanto, en su utilidad para diversas aplicaciones.
25
Breve cronología de la aplicación de polímeros en medicina.
Los principales polímeros empleados en aplicaciones médicas y farmacológicas son: (el número que
sigue a cada uno de ellos representa la participación porcentual de este en el total de los polímeros
que se usan como biomateriales) :
El polietileno de baja densidad LDPE (acrónimo de Low Density Poly Ethylene) 22%,
El poli cloruró de vinilo (PVC) 20%,
El poli estireno (PS) 20%,
El polietileno de alta densidad HDPE, (acrónimo de High Density Poly Ethylene) en la que los
monómeros de etileno están asociados en forma de cadenas lineales 12%;
El polipropileno (PP) 10%,
Los poliésteres termorrígidos 4%,
Los poliuretanos (PU) 2%,
Los acrílicos 2%,
El nylon (poliacetato) 2%,
Epoxis 1% y otros (poliacetales, celulósicos, poliésteres termoplásticos, policarbonatos, polisulfonas,
siliconas, resinas urea-formaldehído) en un 5%.
La gran variedad de polímeros Incluye materiales naturales como la celulosa, almidones, fibras
naturales y acido desoxirribonucleico (DNA), el material genético de todos los seres vivos que a
pesar de ser muy interesantes y han sido muy utilizados en muchas aplicaciones, son algunas voces
eclipsados por la variedad aparentemente interminable de polímeros sintéticos que están disponibles
hoy en día.
La tarea de la ingeniería biomédica es seleccionar un biomaterial con propiedades que se acerquen
muy estrechamente a las requeridos para una aplicación en particular. Dado que los polímeros son
moléculas de cadena larga, sus propiedades tienden a ser más complejas que las contrapartes de
cadena corta.
En los polímeros es importante tener en cuenta
propiedades como el peso molecular y la
distribución de este en su forma masiva ya que
ello incluye en propiedades físicas como la
viscosidad que a su vez determina las
características
de
su
procesabilidad
o
manufactura.
Los polímeros sintéticos se pueden obtener por
26
adición que implica el simple crecimiento da la cadena molecular por incorporación de nuevos meros,
y también por condensación que implica la reacción molecular para la formación y crecimiento de la
cadena polimérica y adicionalmente la liberación de moléculas pequeñas como el agua, acido
clorhídrico, metanol o dióxido de carbono.
Los polímeros producidos por adición o condensación pueden ser:

Homopolímeros, con un solo tipo de mero

Copolímeros, que tienen dos o más tipos de unidades repetitivas.
Dependiendo da las condiciones de reacción y reactividad de cada monómero, los copolímeros
pueden ser:

Aleatorios,

Alternantes

En bloque
Posterior a la polimerización, se puede producir entrecruzamiento por ejemplo en el caucho mediante
la vulcanización por introducción de átomos de azufre.
Debido a la conformación de los polímeros mediante cadenas moleculares de largo alcance la
disposición de los átomos o grupos en su estructura se manifiesta a través de la denominada
tacticidad que es el arreglo de los grupos sustitutos laterales respecto a la cadena principal
De acuerdo a este arreglo los polímeros lineales pueden ser:
 Isotácticos (todos los grupos posicionados al mismo lado),
 Sindiotácticos (los grupos laterales se encuentran regularmente en posiciones alternadas)

Atácticos (si los grupos laterales están aleatoriamente posicionados).
7.2.1 Homopolímeros
Los homopolímeros de importancia médica se describen a continuación:
7.2.1.1 Polimetil metacrilato (PMMA).
Es un polímero hidrofóbico, de cadena lineal que es cristalizado a temperatura ambiente y puede
reconocerse más fácilmente por los nombres registrados como Lucita o Plexiglás. Este tiene una
muy buena transmisión de luz brusquedad, y estabilidad, haciendo de este un buen material para
lentes intraoculares y lentes de contacto duros.
Los lentes de contacto suaves están hechos de la misma familia de polímetros, con la adición de un
grupo -CH20H a la cadena del grupo metacrilato, resultando en 2-hidroxietil metacrilato (HEMA). El
grupo methilol adicional causa que el polímero sea hidrofílico. Para lentes de contacto suaves, el poli
(HEMA) es ligeramente entrecruzado con el dimetilacrilato de etilen glicol (EDM) para prevenir la
disolución del polímero cuando es hidratado. El polímero completamente hidratado es un hidrogel
expandido.
7.2.1.2 El polietileno (PE).
Se utiliza en su forma de alta densidad en aplicaciones biomédicas ya que el material de baja
densidad no puede resistir las temperaturas de esterilización. Es utilizado en entubamientos para
drenes y catéteres. y en la forma de muy alto peso molecular como componente acetabular en
caderas artificiales. El material tiene buen endurecimiento. resistencia a grasas y aceites. y
relativamente bajo costo.
7.2.1.3 El polipropileno (PP).
Se encuentra estrechamente relacionado al PE y tiene ligera rigidez, buena resistencia química. y
buena resistencia a la tracción. Su resistencia al resquebrajamiento es superior que el de PE. y es
utilizado para varias de las mismas aplicaciones que PE.
7.2.1.4 El poli(tetrafluoroetileno) (PTFE).
Conocido como Teflón, tiene la misma estructura de PE. excepto que el hidrógeno en PC es
reemplazado por fluorina. PTFE es un polímero muy estable. química y térmicamente, y como
resultado es muy difícil de procesar. Es muy hidrofóbico y tiene excelente lubricación. En forma
microporosa (Gore-Tex). e utilizado en injertos vasculares.
27
7.2.1.5 El poli(vinilcloruro) (PVC).
Es utilizado principalmente en entubamiento en aplicaciones biomédicas. El uso en entubamiento
típico incluye transfusiones sanguíneas. alimentación, y diálisis. PVC puro es un material duro y
quebradizo. pero con la adición de plastificantes, puede hacerse flexible y suave. PVC puede
plantear en aplicaciones de larga duración a causa de que los plastificantes pueden ser extraídos por
el cuerpo. A pesar que los plastificantes tengan baja toxicidad. su perdida hace al PVC menos
flexible.
7.2.1.6 Poli(dimetil siloxano) (PDMS).
Es un polímero extremadamente versátil. En único en el hecho que posee un enlace Si-0 en la
cadena principal en lugar de una cadena principal de carbono. Sus propiedades son menos
sensitivas a la temperatura que otros cauchos por su bajo Tg. El PDMS es utilizado en catéteres y
tubos de drenaje, en aislamiento gulas de marcapasos y como componentes en algunos sistemas de
implantes vasculares. Es utilizado en oxigenadores de membranas por su gran permeabilidad al
oxigeno. Por u excelente flexibilidad y estabilidad, es utilizado además en una variedad de prótesis
tales como articulaciones de dedos, vasos sanguíneos. válvulas cardiacas, implantes de pecho.
audífonos, e implantes de nariz y mentón.
7.2.1.7 El nylon.
De la familia de poliamidas producido por DU PONT. son formados por la reacción de diaminas con
ácidos dibásicos o por la polimerización en anillo abierto de lactamas y se utilizan en suturas
quirúrgicas.
7.2.2 Copolímeros
Los copolímeros son otra clase importante de materiales biomédicos. El Poli(glicolido láctido) (PGL)
es un copolímero utilizado en las suturas quirúrgicas reabsorbibles. La polimerización del PGL ocurre
vía una reacción de apertura del anillo de glicolido y un láctido, como se ilustra en la figura adjunta.
La presencia de enlaces éster en la médula del polímero produce una degradación hidrolítica gradual
(resorción). En contraste a los materiales para sutura resorbibles poli(acido glicólico) o catgut, un
homopolímero, el polímero PGL retiene mas de su resistencia en los primeros 14 días después del
implante.
Un copolímero de tetrafluoroetileno y hexafluoropropileno (FEP) es utilizado en varias aplicaciones
similares a aquellas de PTFE. El FEP tiene un punto de fisión cristalino cercano al 265°C comparado
con 327 0C para PTFE. Esto mejora la procesabilidad de FEP comparado con PTFE mientras
mantiene su excelente inercia química y baja fricción característica de PTFE.
Los poliuretanos son copolímeros de bloque que contiene bloques "duros" y "blandos". Los bloques
duros. tienen Tgs sobre la temperatura ambiente y actúan como bloques de refuerzo semicristalinos
o vítreos y están compuestos de disocianato y una cadena de extensor. Los disocianatos mas
comúnmente utilizados son el 2-4-tolueno disocianato (TDI) y metileno di(4-fenil
isocianato)(MDI), con MDI utilizado en la mayoría de biomateriales. Los extensores de la cadena son
usualmente más cortos que los glicoles alifáticos o que los materiales diamina con 2-6 átomos de
carbono. Los bloques "suaves" en poliuretanos son típicamente polioles de polieter o poliéster
cuyas Tgs son mucho menores que la temperatura ambiente, haciendo que los materiales tengan un
carácter cauchoso. Los polioles de poliéster son mas comúnmente utilizados para dispositivos de
implantes porque ellos son estables a la hidrólisis. Los pesos moleculares de los polioles tienden a
estar sobre el orden de 1000 a 2000.
28
Los poliuretanos son elastómeros tenaces con buena propiedades de fatiga y para el
almacenamiento de sangre. Ellos se utilizan en aislamientos para gulas de marcapasos. injertos
vasculares. bombas esféricas asistentes del corazón. y sopladores artificiales para el corazón.
7.3 HIDROGELES
Los hidrogeles son estructuras poliméricas de
enlace cruzado expandibles en agua producidas
por la simple reacción de uno o mas monómeros
o por asociación de enlaces tales como un enlace
de hidrógeno y fuertes interacciones de van Der
Walls entre las cadenas. Los hidrogeles han
recibido significativa atención, especialmente en
los pasados 30 anos, por su gran potencialidad en
las aplicaciones biomédicas.
Los hidrogeles pueden clasificarse en varias
formas, dependiendo de su método de
preparación, carga iónica, o características de la estructura física.
7.3.1 Basados en el método de preparación. ellos son:

Hidrogeles de homopolímeros

Hidrogeles de copolímeros

Hidrogeles de multipolímeros

Hidrogeles de poliméricos interpenetrantes.
Los hidrogeles de homopolímeros son redes de enlace cruzado de un tipo de unidad monomérica
hidrofílica. mientras que los hidrogeles de copolímeros son producidos por enlace cruzado de
comonómeros, uno de las cuales debe ser hidrofóbico. Los Hidrogeles de multipolimeros son
producidos por tres o mas comonómeros que reaccionan entre sí. Finalmente, los hidrogeles
poliméricos interpenetrantes son producidos por hinchamientos de una primera red en un monómero
que reacciona luego para formar una segunda estructura en red entretejida.
7.3.2 Basados en sus cargas iónicas, los hidrogeles pueden clasificarse en:
 Hidrogeles neutrales
 Hidrogeles aniónicos
 Hidrogeles catiónicos
 Hidrogeles anfolíticos.
7.3.3 Basados en las características de la estructura física del sistema los hidrogeles se
pueden clasificar en:

Hidrogeles amorfos

Hidrogeles semicristalinos

Estructuras con enlace de hidrógeno.
En los hidrogeles amorfos, las cadenas macromoleculares están acomodadas aleatoriamente,
mientras que los hidrogeles semicristalinos se caracterizan por las regiones densas de cadenas
macromoleculares ordenadas (cristalitas). Frecuentemente, los enlaces de hidrógeno pueden ser
responsables de la estructura tridimensional formada.
7.4 CERÁMICAS, VIDRIOS Y VITROCERÁMICAS
Los vidrios, cerámicos y vitrocerámicas incluyen un amplio rango de composiciones inorgánicas no
metálicas. En la industria medica, estos materiales han sido esenciales para los lentes de vidrio,
instrumentos de diagnostico, termómetros, frascos para cultivos celulares, y fibra óptica para
endoscopia. Los vidrios porosos insolubles han sido usados como transportadores para enzimas,
anticuerpos, y antígenos, debido a las ventajas de resistencia al ataque microbiano, cambios en pH,
condiciones solventes, temperatura, y empaquetamiento bajo altas presiones.
29
Las cerámicas además se utilizan ampliamente como materiales restaurativos en odontología tales
como las incrustaciones oro-porcelana, cementos ionómeros rellenado con vidrio y dentaduras. El
éxito de los cerámicos. Vidrios y vitrocerámicas usados como biomateriales aplicados para reparar o
reemplazar el tejido conectivo del esqueleto depende de lograr una fijación estable cuya adherencia
esta directamente relacionado al tipo de respuesta del tejido-o en la interfase tejido-implante.
Componente cerámico de
prótesis de cadera
Artroplastia de cadera donde intervienen
simultáneamente materiales metálicos,
cerámicos y poliméricos.
La respuesta del tejido vivo al implante se puede clasificar en cuatro tipos:
 Si el material es tóxico, el tejido muere
 Si el material es atóxico y biológicamente inactive (inerte), se forma tejido
fibroso de diferente espesor.
 Si el material es atóxico y bioactivo, se forma una adherencia interfacial
 Si el material es atóxico y se disuelve el tejido circundante lo reemplaza.
Por otro lado, la adherencia de las prótesis al sistema esquelético, se puede clasificar en:

Fijación morfológica, cuando la cerámica inerte, no porosa y densa se adhiere
por crecimiento del hueso entre las irregularidades superficiales, ej. Al2 O3

Fijación biológica, en implantes inertes porosos por intercrecimiento óseo y
adhesión mecánica, ej. Recubrimiento de hidroxiapatita sobre metales porosos

Fijación bioactiva, en cerámicos de superficie reactiva no porosa, vidrios y
vitroceramicas que se adhieren por enlace químico al hueso. Ej.VidriosBioactivos

Fijación temporal sustitutoria, en cerámicos reabsorbibles que son diseñados
Para ser lentamente reemplazados por el hueso. Ej. Sulfato de calcio, fosfato tricálcico.
Es importante reconocer que el nivel de reactividad de un implante influye en el desarrollo de una
capa de espesor variable en la zona interfacial entre el tejido y el material, la que a su vez es
generalmente responsable del origen de una falla. Por otro lado. la porosidad se debe a la necesidad
de proveer suministro de sangre al tejido conectivo en crecimiento. Cualquier micromovimiento en la
interfase ocasiona su deterioro y con ello se corta el suministro de sangre para el desarrollo de tejido
conectivo ocasionando su muerte y consecuente inflamación.
Durante el procesamiento de las biocerámicas, se desarrollan cinco categorías de microestructuras:





vítreas
cerámica policristalina colada o rociado por plasma
cerámica vitrificada y sinterizada en fase liquida
cerámica sinterizada en estado sólido
vitrocerámica policristalina
Las cuales se originan en función del historial térmico de la composición elegida. Las biocerámicas
son clasificadas en función de la estructura y de la reactividad biológica y algunas de sus
características y aplicaciones se desarrollan a continuación.
7.4.1 CERÁMICAS CRISTALINAS CASI INERTES
30
Entre estos materiales destacan:
 La alúmina de alta pureza empleada en prótesis de cadera e implantes dentales debido a su
excelente resistencia a la corrosión, buena biocompatibilidad, alta resistencia al desgaste y
elevada resistencia mecánica, de acuerdo a las características que se describen en la tabla
adjunta.
características de la Biocerámica de AL2O3
Contenido de M,O]
>99.8%
Densidad (g/cm3)
>3.93
Tamaño de grano ( m)
3-6
Rugosidad superficial Ro(pm)
0.02
Dureza Vickers (VHN)
2300
Resistencia compresiva (Mpa)
4500
Resistencia a la flexión (Mpa)'
550
Módulo de Young (Gpa)
380
Tenacidad a la fractura (Kic) (Mpa 1/2) 5-6
Después de ensayo en solución de Ringer
Otras aplicaciones de la alumina son prótesis de rodilla, tornillos óseos, reconstrucción maxilofacial,
remplazamiento corneal, reemplazo de hueso segmental.

La zirconia (ZrO;) también es usada como la bola de articulación en prótesis de cadera total,
debido a su mas bajo módulo de elasticidad y mas alta resistencia.
7.4.2 CERÁMICAS POROSAS
La ventaja potencial de los implantes de cerámicas porosas son su inactividad química (inerte)
combinada con la estabilidad mecánica de la interfase altamente compleja que desarrolla cuando
crece el hueso en los poros de la cerámica. Para la obtención de las cerámicas porosas se ha
desarrollado el proceso de copiado inverso sobre la base de la estructura de algunos géneros de
coral. Este proceso consiste en el quemado de la estructura del coral para la liberación de CO2; del
CaCO3 constituyente, quedando CaO, para luego sobre esta estructura colar el material de interés
que ira a llenar los poros del coral, extrayéndose luego el CaO por disolución con HCI. De este modo
se han obtenido estructuras porosas de -Al2O3. TiO2;, fosfatos de calcio. poliuretano, caucho de
silicona, PMMA y aleaciones Co-Cr. La hidroxiapatita porosa también es hecha a partir del coral por
procesamiento hidrotermal para transformar el CaC03 en HA.
Los materiales porosos son mas débiles que su forma masiva no porosa y debido a la mayor área
superficial que presenta, el efecto ambiental en la disminución de su resistencia se hace mas
importante que para su forma masiva.
7.4.3 VIDRIOS Y VITROCERAMICAS BIOACTIVAS
Las cerámicas y vidrios bioactivos
se caracterizan porque exhiben una
modificación de la superficie
dependiente del tiempo después de
la implantación., desarrollando una
interfase adherente con tejidos que
resisten
importante
fuerzas
mecánicas. En la superficie se
forma una capa de hidroxiapatita
carbonatada, biológicamente activa
que provee la interfase de enlace
con los tejidos.
Los principales vidrios bioactivos
son los denominados Bioglass y
Ceravital que contienen SiO2 Na2O,
CaO y P2O5 en proporciones que se
diferencian
de
los
vidrios
31
convencionales debido a que: el contenido de SiO2 es menor que el 60% mol.
Alto contenido de Na2O y CaO
Arta relación CaO/P2O5
7.4.4 CERÁMICAS DE FOSFATO CÁLCICO
Estos materiales han encontrado aplicaciones en implantes dentales, tratamiento periodontal relleno
de cavidades alveolares. ortopedia, cirugía maxilofacial y otorrinolaringología. Se usan diferentes
fases de fosfato cálcico dependiendo si se desea un material reabsorbible o bioactivo la temperatura
corporal y en contacto con fluidos biológicos solo son estables dos tipos de fosfato; de calcio, a
pH<4.2, es estable la rase CaHPO42H2O, mientras que a Ph>24.2. lo es la fa Ca10(PO4)6(OH)2,
denominada hidroxiapatita (HA).
El comportamiento mecánico de las cerámicas de fosfato cálcico influyen sus aplicaciones como
implantes. La resistencia tensil y compresiva y la resistencia a la fatiga dependen del volumen total
de porosidad la que puede estar en forma de microporos (<1 um) o macroporos (>100 um).
La reabsorción o (a biodegradación de las cerámicas de fosfato cálcico se debe a procesos de
disolución fisicoquímica, desintegración física o factores biológicos como la fagocitosis. La velocidad
de biodegradación se incrementa con el incremento del área superficial, disminución de ( la
cristalinidad y presencia de sustituciones de naturaleza iónica como CO32-, Mg2+ y Sr2- en el case de
hidroxiapatita.
7.5 POLÍMEROS NATURALES
Los polímeros naturales tienen la ventaja que son similares a las sustancias macromoleculares para
las cuales el ambiente biológico esta preparado para reconocerlos y tratarlos metabolicamente. Por
tanto la toxicidad y estimulación de reacción inflamatoria crónica que provocan los productos de
polímeros sintéticos es suprimido en los productos de polímeros naturales. Una característica
importante de los polímeros naturales es su degradabilidad por enzimas naturales lo que a su vez es
una preocupación en cuanto a la durabilidad del mismo. Igualmente se debe tener en cuenta que los
polímeros naturales se descomponen o modifican pirolíticamente a temperaturas por debajo de su
punto de fusión lo que exige técnicos de conformación a temperatura ambiente. La mayoría de los
polímeros naturales de uso actual son constituyentes de la matriz extracelular de tejidos conectivos
como tendones, ligamentos, piel, vasos sanguíneos y huesos
7.5.1 COLÁGENO NATIVO
Los colágenos son estructuras cuya
arquitectura se basa en la
secuencia de aminoácidos en
cadenas polipéptidas entrecruzadas
de triple hélice que se empaquetan
entre si formando microfibrillas
entre si con arreglo hexagonal.
Las fibras de colágeno son solubles
en el agua lo que facilita su
deterioro, por lo que su velocidad
de degradación se puede reducir
fijando las cadenas de entre
cruzamiento por esterificacion de
los grupos carboxílicos o acetilacion de los grupos amina existentes. De este modo se debe remover
el agua a niveles inferiores del 1%
Las principales aplicaciones de los biomateriales basados en colágeno son las suturas, vasos
sanguíneos válvulas cardiacas, ligamentos de tendones, tratamiento de quemados, aplicaciones
ginecológicas y sistema de liberación de drogas.
32
7.5.2 OTROS POLIMEROS NATURALES
Los glicosaminoglicanos GAG que
son las ramificaciones polisacaridas
de las cadenas proteicas y tienen
alta viscosidad que han sido
evaluadas con fines oftálmicos en
cirugía de cataratas a si como
inducir a la regeneración de la piel
También
se
han
encontrado
respuestas favorables para los
copolimeros de colágenos y GAGS
en la síntesis de tejidos conectivos,
regeneración de dermis, nervios
periféricos entre otras aplicaciones
aun en estudio.
7.6 COMPOSITOS
Son materiales cuya estructura consiste de dos o mas fases donde una de ellas es la matriz y otra el
reforzante con propiedades mejores que las de sus constituyentes individualmente. Los materiales
reforzantes que han sido usados en compositos con aplicaciones biomédicas son la fibra de carbón,
fibras poliméricas. cerámicas y vidrios y de acuerdo a la aplicación los reforzantes pueden ser inertes
o absorbibles.
Los huesos y los dientes de todos los vertebrados son materiales compuestos, composites naturales,
donde uno de los componentes es un sólido inorgánico, hidroxiapatita carbonatada. Aporta el 65%
de la masa total del hueso siendo el resto materia orgánica y agua. La mayor parte de la materia
orgánica está constituída por colágeno. Sus moléculas se asocian formando fibrillas y estas a su vez
se organizan en fibras que dan origen a diversas estructuras macroscópicas (Figura 1). Entre las
moléculas quedan, de forma regular, pequeños compartimentos o espacios vacíos donde se
depositan los nanocristales de la apatita, en un proceso de biomineralización controlado en el que
intervienen más de doscientas proteínas ácidas diferentes. Estas proteínas actúan como inhibidores,
nucleadores ó como plantillas para el crecimiento epitaxial de los nanocristales, anclándolos al
colágeno
La fibra de carbón obtenida a partir del poliacrilonitrilo PAN, se ha usado como reforzante de resinas
poliméricas para uso dental, reforzando el politetrafluoroelifeno PTFE. en recubrimiento superficial de
implantes ortopédicos, así como reforzante del Polietileno de ultraalto peso molecular UHMW-PE, en
accesorios de fijación de fracturas, reparación de tendones y ligamentos.
Otro sistema de interés han sido los compositos de Poliácido láctico o poliácido glicólico reforzados
con UHMW-PE para accesorios de implantes ortopédicos y en suturas absorbibles.
Los reforzantes de tipo cerámico investigados son del tipo particulado que incluyen a los fosfatos de
calcio. como la hidroxiapatita en sus diversas relaciones P/Ca que dan lugar a variadas
composiciones para aplicaciones dentales y ortopédicas. Es destacable mencionar el composito
hecho de un material absorbible reforzado con estructura vítrea de fosfato de calcio absorbible de
potenciales aplicaciones como biomaterial.
En cuanto a la matriz de los compositos. biomédicascamente son clasificadas en:
 absorbibles como el Poliácido glicólico, PGA, poliácido láctico, PLA, y sus copolímeros,
polidioxanona, policaprolactona. polihidroxibutirato, entre otros que se evalúan para fijación
de fractura debido a que son biodegradables y sus productos de fácil eliminación. Un
desarrollo importante han sido los compositos de PLA reforzados con fibras de vidrio de
fosfato cálcico.

No absorbibles. que desarrollan escasa biocompatibilidad pero que en un tiempo se evaluó
como las placas de epoxy reforzado con fibra de carbón para reducir la tensión que se
produce como consecuencia de la protección contra la osteoporosis. Otra aplicación de este
33
tipo de composito es la polisulfona reforzado con fibra de carbón para el vástago de prótesis
de cabeza de fémur como se observa en el grafico siguiente:
7.7 DISPOSITIVOS PARA LA LIBERACIÓN DE DROGAS
La necesidad generada por el desarrollo de drogas
que no pueden ser administradas por las vías
tradicionales,
intramuscular,
subcutánea
o
endovenosa y la frecuente conveniencia de
suministrar un fármaco de manera localizada y
controlada en el lugar donde debe ejercer su acción,
han promovido un área de investigación y desarrollo
de biomateriales dentro del campo de la farmacia.
Por ejemplo, en la elaboración de dispositivos que
incorporan una droga en una matriz bioabsorbible, la liberación y consiguiente disponibilidad de la
droga está determinada por la velocidad con que se degrada el polímero que la contiene.
8
BIOCOMPATIBILIDAD
La biocompatibilidad de un material implantado es un proceso dinámico que involucra los efectos del
huésped sobre el material y la acción del material sobre el huésped a través del tiempo. La
implantación de cualquier material sintético inicia una respuesta inflamatoria que desencadena una
serie de complejas interacciones entre células específicas y varios mediadores moleculares.
9 LA INGENIERÍA DE TEJIDOS,
Iniciada hace mas de una década, está en pleno apogeo investigador y dando los primeros frutos en
desarrollo. Consiste en disponer de un andamio fabricado con un material artificial, por ejemplo, con
una biocerámica.
La posibilidad de conformar
piezas cerámicas con porosidad
diseñada, para utilizarlas como
sustratos en ingeniería tisular,
abre un espectacular futuro para
los fosfatos de calcio y otras
biocerámicas. Sobre el sustrato
se cultivan células para que la
pieza llegue a colonizarse. Esto
puede realizarse tanto in vitro
como in vivo.
Uno de los objetivos primordiales
Esquema de utilización de sustratos
es el desarrollo de materiales
en ingeniería de tejidos.
para lograr la reparación funcional
y la reconstrucción de estructuras
biológicas. En este sentido se
está dedicando especial atención
a la obtención y caracterización
de superficies de diferentes sustratos, para su aplicación en el desarrollo de andamios
tridimensionales utilizables en ingeniería de tejidos.
Uno de los aspectos prioritarios es el estudio y modificación de las propiedades superficiales de los
sustratos, con el fin de modular su interacción con entidades biológicas tales como macromoléculas
y células. La estrategia de reparación y sustitución de partes dañadas del organismo será, en un
futuro próximo, claramente distinta a la de los implantes biomédicos tradicionales, utilizados en la
actualidad.
10 CHIPS MOLECULARES
Tecnologías que darán lugar a los ordenadores de las próximas décadas; un salto a los albores del
milenio, la posibilidad de almacenar varios cientos de Pentium III en un grano de arena.
El inminente colapso al que llegará la fabricación de microprocesadores llevará a desarrollar nuevas
tecnologías que superen estas barreras físicas y económicas.
34
Hace tiempo, se analizó la arquitectura de las CPU’s de 64 bits, equipadas con el set de
instrucciones IA-64, una de las enseñanzas era que, para superar ciertas dificultades, a veces es
necesario partir de cero y utilizar filosofías radicalmente distintas. Eso es precisamente lo que han
hecho científicos de HP y de la Universidad de California, en los Angeles: diseñar un chip “QUÍMICO”
cuyos circuitos integrados son moléculas. Esto permite crear transistores con un tamaño varios
cientos de millones de veces menor que los actuales. Con este sistema, se podrán fabricar chips del
tamaño de una uña, varios miles de veces más potentes que los actuales y, sobre todo, a un precio
muy barato, pues la creación de moléculas químicas es sumamente sencilla.
¿Quién no recuerda la película “Viaje Fantástico”?, en la que una nave miniaturizada se introducía en
un cuerpo humano y navegaba por el interior. En menos de 10 años será posible crear un chip del
tamaño de una batería que se introduzca en la sangre y recorra el sistema nervioso en busca de las
posibles enfermedades.
10.1
ÁTOMOS DIGITALES
El chip molecular elimina las barreras actuales desterrando para siempre el uso de la silicona y la
óptica, en favor de la química, mucho más versátil.
Los interruptores que almacenan el valor 0 o 1 de un bit, están formados por una molécula sintética
de una sustancia llamada “rotaxame”, creada en una superficie cristalina, que se incrusta entre dos
cables entrecruzados. La molécula, sustituta del tipo transistor, es una especie de piedra colocada
en medio de un río, pues hace las veces de puente. El electrón que lleva la corriente es el
equivalente al valor de uno en un bit. Al aplicar un campo eléctrico a los conductores entrecruzados,
se rompe la molécula, es decir, se quita la piedra del río, de manera que el electrón no pueda cruzar,
lo que equivale al valor cero de un bit.
Los investigadores del proyecto, de HP, y de la universidad de California, han conseguido crear
varios interruptores mediante este sistema, e incluso implementar funciones lógicas AND y OR.
La principal aportación de esta técnica es el tamaño. Según el científico James Tour, en un pequeño
sorbo de agua de, por ejemplo, 20 mililitros, existe tal número de moléculas que, si cada una de ellas
fuera una hoja de papel, se podría formar una pila equivalente a la distancia entre el sol y la tierra,
recorrida 400 millones de veces. Por tanto, en un circuito integrado de tamaño microscópico, se
podría almacenar todos los transistores de todos los chips que hay actualmente en el mundo, y aún
sobraría espacio.
Un mayor número de transistores significa mayor potencia de proceso. Aplicando a los chips
moleculares, no sólo se obtendría ordenadores mucho más pequeños, sino que estos serían varios
miles de millones de veces más potentes que los Pentium actuales.
10.2
LIMITACIONES SUPERABLES
Un problema es que en un primer estado se pudo modificar la estructura de las moléculas ocea de
cero a uno y viceversa pero no se ha podido volver a modificar. Lo que equivale a tener información
que nunca se podría modificar o borrar como un CD, pero según los científicos es posible curvar las
moléculas y no que se rompa, un proceso sencillo, según ellos.
Otro problema adicional es la creación de los cables o conductos que conectan estas moléculas para
transmitir la información. Los conductores utilizados en los chips actuales son 400 veces más
pequeños que un pelo humano pero, aún así, son varios cientos de veces más grandes que las
moléculas de este proyecto. Se llevan estudios con nanotubos de carbón para este proyecto.
La tercera dificultad radica en la naturaleza inexacta de los procesos químicos. Los chips exigen una
ordenación precisa de sus componentes, pero la creación de moléculas no es un proceso exacto, es
imposible fabricar moléculas idénticas en cadena, Para solucionar este problema es posible crear un
software que revise las moléculas y sólo activen las que funcionen correctamente. El proceso es
similar a cómo el cerebro transmite la información, eligiendo un determinado camino entre neuronas
y desechando otros.
Hp contruyo un superordenador llamado TERAMAC, en el que el 75% de casi 900 chips estaban
estropeados. Mas de sus 220000 de sus componentes básicos generaban algún tipo de error. Aún
así mediante un software especial capás de analizar los errores y encontrar una ruta alternativa, los
programas se ejecutaban sin problemas a una velocidad cien veces superior a la de los equipos
domésticos actuales.
10.3
ROTAXANES
Un desarrollo excitante en química del supramolecular es la construcción de la clase de compuestos
conocida como rotaxanes (del latin rota, rueda y eje, eje). Rotaxanes son un anillo del macrocyclic
que abraza un hilo de polymeric lineal. La colocación de moléculas del tapón voluminosas en cada
extremo del hilo impide al anillo resbalarse fuera. (Un pseudorotaxan es simplemente un hilo y
anillo).
35
Tres rutas sintéticas permiten el edificio de moléculas del rotaxane: enhebrando, desprendimiento, y
sujetando.
10.3.1 Enhebrando
Para enhebrar se involucra la interacción del hilo con la cavidad del anillo, formando un compuesto
covalente estable entre hilo y anillo en donde las moléculas se suman a las moléculas del hilo
impidiendo que el anillo resbale fuera.
Thread
+
Ring
+
2
10.3.2 Desprendimiento
Es la mezcla del hilo y las moléculas en una sola solución a elevada temperatura rica en anillos, al
enfriar la solución permite la formación del compuesto molecular rotaxane congregado.
El desprendimiento puede verse como una reacción supramolecular con un perfil de energía asocial.
Las reciente investigaciones en desprendimiento han usado sistemas en donde el hilo se ubica en el
centro bipiriduim y electrón deficiente y el macrociclo contiene el hidroquinone y electrón rico en
anillo, los hilos terminan en un tritil-p que es un sustituto voluminoso que agrupa y facilita el
agrupamiento de eteres grandes. Este desprendimiento se lleva a elevadas temperaturas en la
mayoria de los casos en donde las barreras de energía deltaon y deltaof pueden superarse llevando
al sistema al equilibrio, el componente del hilo termina en un tapón que al ser demasiado grande
evita el desprendimiento incluso a temperaturas elevadas.
+
+
2
+
10.3.4 Sujetando
En esta forma el anillo es libre de viajar en el hilo sin ninguna atadura, el anillo sólo es sensible a
interacciones no covalentes las cuales van apilando objetos. La interacción molecular ocurre en un
shuttling del anillo entre dos situaciones químicamente distintas en el hilo dando como resultado una
interrupción de flujo lo que vendría ha ser un cero en la lógica binaria del ordenador.
10.4
CHIPS Y NEURONAS
La unión de chips y neuronas nos traerá la computadora del futuro.El científico Meter Fromhert, ha
conectado una neurona de sanguijuela s y un chip de silicio y ha logrado establecer una
comunicación entre la materia viva y la materia inanimada electrónica.
La neurona se mantiene viva en su líquido fisiológico y extiende las dendritas es decir, sus
ramificaciones en el circuito integrado y al ser sometida en un pequeño campo eléctrico reacciona,
emitiendo una señal eléctrica que es detectada y recogida por él propio en el que reposa.
36
En una computadora hoy puede hacerse 1000 operaciones por segundo, pero todavía está ,uy lejos
de los 10 trillones que realiza el cerebro humano en el mismo tiempo, que para ser alcanzada por las
computadoras de hoy en día en imposible por ser limitadas por el silicio.
Estos experimentos están encaminados hacia la consecución de la computadora biológica, un genio
que se construirá con materia orgánica, se compondrá de neuronas naturales injertadas en un
circuito electrónico, y se erigirá en un cerebro artificial más inteligente que nosotros.
La unión entre la neurona y el silicio sólo dura dos semanas, por lo que el reto es lograr que la
asociación entre neuronas vivas y la electrónica sea permanente. Antes se está estudiando lo que
son los biosensores que son un híbrido intermedio entre la célula y el chip, contruido con el fin de
que el componente vivo reaccione y produzca una señal, para que esta sea recogida y amplificada
por un procesador que trabaja con ella.
Pero
Entonces podemos decir que un chip molecular posee
la propiedad de conductor eléctrico ó de
aislante según una diferencia de tensión.
10.5





POTENCIALES APLICACIONES MÉDICAS
Máquinas moleculares y computadoras de tamaño subcelular.
Servir como un sistema autoinmune potenciado.
Buscar y destruir virus, colesterol, excesos de grasa, células cancerígenas y marcadores
genéticos.
Eliminar la necesidad de cirugía.
Borrar los procesos de envejecimiento.
Aplicaciones militares no compartidas:





Dispositivos inteligentes demasiado pequeños para ser descubiertos.
Armas biológicas/químicas computarizadas.
Armas suficientemente “inteligentes” para matar sólo a los soldados
y no a personas inocentes.
Escudos de defensa activos.
10.6
ROTAXANES AND CATENANES
Los rotaxanes y catenanes son ambos ejemplos de moléculas interbloqueadas. De diferente
estructura molecular clásica, ellos consisten de dos o más componentes separados los cuales no
son conectados por enlaces químicos. Estas estructuras son sin, embargo, moléculas verdaderas
(no especies supramoleculares), como cada componente es intrinsecamente conectado hacia el otro,
resulta en un enlace mecánico el cual impide disociación sin hendidura de uno o más enlaces
covalentes.
Los catenanes consisten de dos o más anillos macrocíclicos interbloqueados, la figura siguiente es la
representación de un [2] catanane. Si ambos anillos son idénticos la molécula es un homocircuito
catanane y si son diferentes es un hetrocircuito catanane.
Los rotaxanes consisten en anillos macrocíclicos atrapados sobre una unidad lineal llamada hilo por
dos boluminosos sustituyentes, a continuación vemos un [2] rotaxane.
37
10.7
DIAGRAMAS DE ORGANOS EXTERNOS
RIÑON
PULMON
38
CONCLUSIONES

La ingeniería de Biomateriales, más que ningún otro campo de la tecnología contemporánea,
reúnen a investigadores con diferente formación académica que deben actuar manteniendo
una comunicación clara y fluida

Un Biomaterial es una sustancia farmacológicamente inerte diseñada para ser implantada o
incorporada dentro del sistema vivo.

Los Biomateriales se han convertido en los factores determinantes de la factibilidad y del
éxito de una determinada práctica médica.

Un factor que impulsó fuertemente el desarrollo de materiales implantables durante el siglo
pasado fue el enorme aumento de su demanda producida por la necesidad de rehabilitar a
millones de inválidos de guerra.

Los materiales utilizados en las prótesis están diseñados para permitir
una movilidad similar a la de la articulación. Nuevos materiales han
permitido desarrollar prótesis más livianas, fáciles de portar y
de manejar.

Las prótesis actuales no poseen las propiedades del cartílago, no
obstante, se están estudiando los materiales "hidrogeles" que sí tienen
esta peculiaridad.

Se pueden obtener en el laboratorio nanocarbonatoapatitas equivalentes a las apatitas
biológicas. Esto ya no es un problema, y de hecho se pueden llegar a ellas a través de
distintos procedimientos químicos

En este último siglo se han ido desarrollando nuevos sistemas protésicos
de resultados sorprendentes que dan una mejoría notable de confort y
dominio de su movimiento al paciente.

La elaboración de dispositivos que incorporan una droga en una matriz bioabsorbible, está
determinada por la velocidad con que se degrada el polímero que la contiene

Uno de los objetivos primordiales de la ingeniería de tejido es el desarrollo de materiales
para lograr la reparación funcional y la reconstrucción de estructuras biológicas

La producción clásica de computadoras y de robótica actual están condenadas a
desaparecer.

No debe desarrollarse tecnología salvaje, que se produzca a sí misma, sino que debe
hacerse de manera sumamente controlada y cuidadosa.
39
REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS
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Texas A&M University MS 3120, College Station, Texas, 77840
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40