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Metales, cerámicas y polímeros

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MATERIALES EN PRÓTESIS

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Metales, cerámicas y polímeros

  1. 1. Metales, cerámicas y polímeros DRA. MARÍA FERNANDA LÓPEZ MEDINA R4 ORTOPEDIA DR. RAÚL BAYO DEL CASTILLO R4 ORTOPEDIA
  2. 2. Introducción El tejido humano se estructura principalmente de polímeros autoensamblados (proteínas) y cerámica (minerales óseos),con metales presentes como elementos traza. Sin embargo, los metales y sus aleaciones han desempeñado un papel predominante como biomateriales estructurales en la cirugía reconstructiva, especialmente en el reemplazo articular y cirugía ortopédica. El uso rutinario de una gran variedad de implantes metálicos los problemas asociados con el mantenimiento a largo plazo de la integridad del implante y su biocompatibilidad también han surgido.
  3. 3. METALES
  4. 4. Desarrollo histórico de los implantes metálicos Las artroplastias usando materiales de marfil iniciaron el siglo XIX por Gluck, posteriormente se usaron diversos metales como espaciadores y se usaron prótesis como bisagras de metales Los implantes ortopédicos también iniciaron en ésta misma época con la construcción de placas de materiales fundidos o forjados Sin embargo se ha experimentado con diversas aleaciones debido a la elevada toxicidad y diversas características mecánicas
  5. 5. Definición de biomaterial • Todo aquel material no viable usado en un dispositivo médico con el propósito de interaccionar con los sistemas biológicos. •Mientras que los implantes utilizados para la fijación de fracturas tienen un carácter generalmente temporal, los implantes articulares están ideados para mantener su función a lo largo de la vida del paciente, lo cual implica un sólido contacto con el lecho óseo, una gran resistencia a la fatiga y un bajo coeficiente de fricción. B. M. HOLZAPFEL. HOW SMART DO BIOMATERIALS NEED TO BE? ADVANCED DRUG DELIVERY REVIEWS, ELSEVIER 65 (2013) PP.581-603
  6. 6. Biomateriales: respuesta biológica Biotolerantes • Como el acero inoxidable, las aleaciones de Cromo-Cobalto y el polimetilmetacrilato, • Se caracterizan por tener una capa de tejido fibroso (pocas células y fibras de colágena, densamente agrupadas) y en la interfaz hueso-implante. Bioinertes • Aleaciones de titanio y óxido de aluminio y zirconia. • Contacto óseo directo u osteointegración en la interfaz, bajo condiciones mecánicas favorables. La osteointegración se consigue gracias a que la superficie del material no reacciona químicamente con los tejidos circundantes o con los líquidos corporales Bioactivos • También llamados reactivos el bioglass o las cerámicas fosfocálcicas (hidroxiapatita) • Poseen capacidad osteoinductora dando lugar a una verdadera unión entre el hueso adyacente y la capa de recubrimiento. Este enlace químico es resultado de la presencia de componentes de calcio y fósforo libres en la superficie del implante B. M. HOLZAPFEL. HOW SMART DO BIOMATERIALS NEED TO BE? ADVANCED DRUG DELIVERY REVIEWS, ELSEVIER 65 (2013) PP.581-603
  7. 7. Biocompatibilidad y Biofuncionalidad Biocompatibilidad habilidad de un material de actuar con adecuada respuesta al huésped en una aplicación específica (aceptabilidad biológica por el organismo) con buena interacción con los sistemas biológicos al realizar una inducción de una actividad biológica especifica. Biofuncionalidad es el grado de compatibilidad estructural y orgánica de un biomaterial con el receptor (objetivo principal: disminuir al máximo las reacciones de rechazo, el biomaterial debe de ser compatible en estructura al segmento donde se va a colocar). B. M. HOLZAPFEL. HOW SMART DO BIOMATERIALS NEED TO BE? ADVANCED DRUG DELIVERY REVIEWS, ELSEVIER 65 (2013) PP.581-603
  8. 8. A pesar de la gran cantidad de metales y aleaciones existentes, sólo algunos parecen ser biocompatibles y con pruebas clínicas exitosas como material de un implante Dichos componentes pueden dividirse en 4 categorías dependiendo del material que se encuentre en mayor porcentaje en su composición Q. CHEN. METALLIC IMPLANT BIOMATERIALS. MATERIALS SCIENCE AND ENGINEERING R 87 (2015) PP 1-57.
  9. 9. Cuatro categorías de biomateriales metálicos y sus aplicaciones principales como implantes Tipo Usos principales Aceros inoxidables 1.- implantes temporales (placas de osteosíntesis, tornillos, clavillos, etc.) (cla II) 2.- artroplastías totales de rodilla/ cadera Aleaciones de Co 3.- artroplastías totales de rodilla/ cadera (forjado sin postproceso) (clase III) 4.-materiales dentales (Clase II) Aleaciones de Ti 5.- inserto y copa de prótesis totales de cadera con cabezas femorales de CoCrMo (Clase II) 6.- otros implantes permanentes (clavos centromedulares, espaciadores) (Clase II) NiTi 1.- Guardas y puentes ortodónticos (Clase I) 2.- Stents vasculares (Clase III) Filtros de vena cava (Clase II), guías ara cateterismo (clase II) Mg 1.- implantes biodegradables (Clase III) Ta 1.- dispositivos para neurocirugía y cirugía plástica (Clase III) Q. CHEN. METALLIC IMPLANT BIOMATERIALS. MATERIALS SCIENCE AND ENGINEERING R 87 (2015) PP 1-57.
  10. 10. Clasificación de la Food And Drug Asministration dispositivos médicos AUTORIDAD CLASE FDA I II II III/IV Descrición general No invasivo o uso temporal Mínimamente invasivos, uso por tiempo corto Tiempo corto a largo de ueo, con contacto en mucosas, o torrente sanguíneo Tiempo prolongado o permanente Riesgo en su uso Bajo Bajo/ moderado Moderado/ alto Elevado Ejemplos Instrumentos quirúrgicos Lentes de contacto Implantes ortopédicos, máquinas de diálisis Espaciadores, bombas de perfusión, estents vasculares Q. CHEN. METALLIC IMPLANT BIOMATERIALS. MATERIALS SCIENCE AND ENGINEERING R 87 (2015) PP 1-57.
  11. 11. Propiedades mecánicas de los biomateriales: Módulo de Young El módulo de Young o módulo de elasticidad longitudinal es un parámetro que caracteriza el comportamiento de un material elástico, según la dirección en la que se aplica una fuerza. Q. CHEN. METALLIC IMPLANT BIOMATERIALS. MATERIALS SCIENCE AND ENGINEERING R 87 (2015) PP 1-57.
  12. 12. Un elevado módulo significa que el material es rígido, por el contrario, un bajo módulo significa que el material es flexible, siendo éste un excelente punto de comparación entre materiales. Sin embargo, para poder hacer comparaciones entre diferentes materiales, es importante recordar que el módulo de elasticidad es una propiedad del material y no del implante Q. CHEN. METALLIC IMPLANT BIOMATERIALS. MATERIALS SCIENCE AND ENGINEERING R 87 (2015) PP 1-57.
  13. 13. Propiedades mecánicas de los biomateriales:Índice de Poisson El coeficiente de Poisson (V)) describe una constante elástica que proporciona una medida del estrechamiento de sección de un prisma de material elástico lineal e isótropo cuando se estira longitudinalmente y se adelgaza en las direcciones perpendiculares a la de estiramiento. El nombre de dicho coeficiente se le dio en honor al físico francés Simeon Poisson. Q. CHEN. METALLIC IMPLANT BIOMATERIALS. MATERIALS SCIENCE AND ENGINEERING R 87 (2015) PP 1-57.
  14. 14. Propiedades mecánicas de los biomateriales: Punto de flexibilidad y fuerza de flexibilidad (Yield strength) El valor del estrés al que se somete un material es llamado como el “Punto de flexibilidad”. Syp debajo de este valor del estrés de esta muestra regresará a su forma y longitud original (deformidad elástica). Arriba de este valor la deformación permanente puede ocurrir (deformidad plástica) BUECHEL,PAPPAS PRINCIPLES OF HUMAN JOINT REPLACEMENT.SPRINGER-VERLAG BERLIN HEIDELBERG (2011) PP. 36-78.
  15. 15. Propiedades mecánicas de los biomateriales: Límite máximo de resistencia a la ruptura (Ultimate Strength) El valor más alto de estrés en el diagrama de estrés-deformación es la “Límite máximo de resistencia a la ruptura o fatiga” Su normalmente el área cruzada de la muestra será reducida por ambas deformaciones elástica y plástica del examen. Deberá notarse que el área cruzada de la muestra es usada para computar el estrés y no la zona cruzada resultante de la elongación de la muestra BUECHEL,PAPPAS PRINCIPLES OF HUMAN JOINT REPLACEMENT.SPRINGER-VERLAG BERLIN HEIDELBERG (2011) PP. 36-78.
  16. 16. Propiedades mecánicas de los biomateriales: Dureza Esta es medida como la resistencia de la penetración por un penetrador específicamente definido. Los valores son expresados en términos de números determinados por una máquina aplicada a una carga específica con un penetrador específico. Por ejemplo la escala del valor de la dureza de Rockwell que van de la A través del G son usadas principalmente para metales. La máquina de Vickers es usada para examinar la dureza de metales extremadamente duros y cerámicas y los valores medidos son dados por números de Vickers. BUECHEL,PAPPAS PRINCIPLES OF HUMAN JOINT REPLACEMENT.SPRINGER-VERLAG BERLIN HEIDELBERG (2011) PP. 36-78.
  17. 17. Resistencia a la corrosión La corrosión metálica es primariamente un proceso electromecánico que es dependiente a un electro movimiento potencial, a los valores de pH y al medioambiente. En un medio adecuado un electro movimiento potencial debajo de cierto valor producirá “inmunidad” contra la corrosión. Sobre este valor el nivel del pH determinará se corroerá o se volverá “pasivo” al creársele una película sobre la superficie. Esta capa es el resultado de una reacción química con el medio ambiente. BUECHEL,PAPPAS PRINCIPLES OF HUMAN JOINT REPLACEMENT.SPRINGER-VERLAG BERLIN HEIDELBERG (2011) PP. 36-78.
  18. 18. Mediante la oxidación superficial de un metal se consigue una cierta protección, con una concentración de iones inferior a 10-6 M, proceso que se denomina pasivación. Todos los metales se someten a pasivación con ácido nítrico que forma una capa oxidada superficial que aumenta la resistencia a la corrosión. BUECHEL,PAPPAS PRINCIPLES OF HUMAN JOINT REPLACEMENT.SPRINGER-VERLAG BERLIN HEIDELBERG (2011) PP. 36-78.
  19. 19. Tipos corrosión •Se produce cuando se establece una corriente electrolítica entre dos materiales con diferente composición química. •Metales con diferentes características electroquímicas como el cromo, cobalto y titanio, resultan compatibles por la pasivación del titanio formándose TiO2. Galvánica •Al diferenciarse en el medio de inmersión condiciona a la punta y entrada de la grieta provoque posiblemente una diferencia de concentración de iones a lo largo de la grieta produciendo un tipo de corrosión “galvanizada” con anódicas condiciones en la grieta mientras que el metal adyacente a la entrada actúa como cátodo. • Sobre todo ocurre por debajo de las placas de osteosíntesis y en las zonas de contacto placa-tornillo. Grieta o hendidura •La fatiga generalmente comienza debido a la carga fluctuante en alguna superficie o cerca de un defecto en la superficie •En tales puntos la combinación de alto estrés y los efectos de concentración de estrés, la corrosión de las grietas y la corrosión por estrés se acelera considerablemente tanto la corrosión como la propagación de hendiduras sustancialmente reduciendo la fuerza de estrés y la vida del implante Por Fatiga BUECHEL,PAPPAS PRINCIPLES OF HUMAN JOINT REPLACEMENT.SPRINGER-VERLAG BERLIN HEIDELBERG (2011) PP. 36-78.
  20. 20. •Los micromovimientos que se producen entre partes ensambladas producirá de forma típica partículas de desgaste y en conjunto con la corrosión por grieta se incrementa el desgaste y aspereza de las superficies involucradas. •Dicho micromovimiento deshace el pasivado y con ello incrementa el desgaste; produce aumento en la liberación de material que puede resultar tóxico Por desgaste •La mayoría de las aleaciones no son homogéneas y pueden crear alguna forma cristalina. •Al existir mas de un metal en la aleación se crea un potencial que crea corrosión galvánica, produciendo así una grieta y ello acelerar la corrosión. Dicha situación es común en los metales fundidos. Intergranular BUECHEL,PAPPAS PRINCIPLES OF HUMAN JOINT REPLACEMENT.SPRINGER-VERLAG BERLIN HEIDELBERG (2011) PP. 36-78.
  21. 21. ALEACIONES DE ACERO El acero inoxidable es el nombre genérico para un gran número de aleaciones que contienen un alto porcentaje (11-30%) de cromo y cantidades variables de níquel. Hay cuatro grandes grupos de aleaciones de acero o aceros inoxidables clasificados de acuerdo con su microestructura y sólo el acero austenítico o grupo III (Cr, Co, Mo) (316 y 316L) y con una resistencia alta a la corrosión, se usa para implantes ortopédicos. Q. CHEN. METALLIC IMPLANT BIOMATERIALS. MATERIALS SCIENCE AND ENGINEERING R 87 (2015) PP 1-57.
  22. 22. -Usado en implantes posee bajo porcentaje de carbón (<0.03%) -Buena resistencia a la corrosión previo pasivado; comparado con aleaciones de CrCo y Cti o Titanio poseen baja resistencia a la corrosión por grieta y galvánica. - Los implantes de acero inoxidable se rompen más comúnmente por fatiga (ciclado) que por sobrecarga mecánicaLa razón de la adición de ciertos metales a la aleación es mejorar la resistencia a la corrosión: -Cr- protege contra corrosión al formar una película de pasivado - Mo mejora la resistencia a la corrosión intergranular -Ni estabiliza la fase austenítica del acero Q. CHEN. METALLIC IMPLANT BIOMATERIALS. MATERIALS SCIENCE AND ENGINEERING R 87 (2015) PP 1-57.
  23. 23. -Aunque el acero 3|6L posee una buena resistencia a la tracción (100-230 MPa), posee una resistencia a la fatiga baja en comparación con otras aleaciones - defectos de fabricación o de diseño aumentan el riesgo de ruptura por fatiga -la ventaja del acero inoxidable sobre el CoCr y el Titanio es su mecanización y mayor ductilidad -Debido a dichas características y a la ruptura de implantes en sus inicios de fabricación, no se utiliza en implantes permanentes o sometidos a fricción Q. CHEN. METALLIC IMPLANT BIOMATERIALS. MATERIALS SCIENCE AND ENGINEERING R 87 (2015) PP 1-57.
  24. 24. ALEACIONES DE TITANIO El titanio comercial puro (Ti-60) y las aleaciones de titanio son metales de baja densidad adecuados como materiales de implante. El módulo de elasticidad, aproxmadamente 110 GPa , es la mitad de el de acero o las aleaciones de cobalto, pero al menos 5 veces mayor que el del hueso. Debido a la baja densidad, la fuerza específica (fuerza por unidad por densidad) del titanio y sus aleaciones es superior a otros metales. Sin embargo, tiene poca resistencia al corte y al desgaste por lo que no es apropiado para implantes articulares que se encuentren bajo cizallamiento Q. CHEN. METALLIC IMPLANT BIOMATERIALS. MATERIALS SCIENCE AND ENGINEERING R 87 (2015) PP 1-57.
  25. 25. Las aleaciones de titanio que s eusan priincipamente son CPTi Ti6Al-4V y TiAlNb Posee mejor resistencia a la corrosión que los materiales de Co y Aceros Una fina capa de óxido ( TiO2 , óxido de titanio ) forma espontánea se forma en el superficie de los implantes a base de Ti y los protege contra la corrosión. Además de TiO2 , la capa de pasivado contiene óxidos de otros elemtnsos constituyentes de la aleación Las capas de pasivado que contienen óxidos de Zr y Nb son más resistentes a la corrosión que aquellos con óxidos de Aluminio, de Vanadio o Molibdeno y se disuelven el los fluidos fisiológicos más lentamente. Q. CHEN. METALLIC IMPLANT BIOMATERIALS. MATERIALS SCIENCE AND ENGINEERING R 87 (2015) PP 1-57.
  26. 26. Las aleaciones de titanio poseen dos formas alotrópicas: alfa y beta y la presencia de Vanadio en aleaciones de Ti y Aluminio tiende a propiciar la formación de una bifase alfa/beta a temperatura ambiente Los implantes de Ti poseen la ventaja de una adecuada flexibilidad y buena biocompatibilidad, sin embargo los primeros componentes femorales en prótesis presentaron fallas debido al elevado estrés transmitido haca las capas más proximales de cemento Q. CHEN. METALLIC IMPLANT BIOMATERIALS. MATERIALS SCIENCE AND ENGINEERING R 87 (2015) PP 1-57.
  27. 27. ALEACIONES DE CROMO/ COBALTO Estas aleaciones frecuentemente se suplementan con molibdeno para conseguir granos más finos y así obtener mayor dureza. Tienen propiedades mecánicas que las hacen apropiadas para implantes que requieran tolerancia a la carga y ciclos, salvo el F75 o Vitallium, cuyas propiedades son insuficientes. A su vez, su elevada resistencia a la tracción y a la fatiga las hacen adecuadas para situaciones de alto uso sin fractura. Estos hechos junto con la elevada resistencia al desgaste las hacen idóneas para que se usen como superficies articulares en implantes que requieran carga elevada. BUECHEL,PAPPAS PRINCIPLES OF HUMAN JOINT REPLACEMENT.SPRINGER-VERLAG BERLIN HEIDELBERG (2011) PP. 36-78.
  28. 28. Para las aleaciones se usa el prensado isostático en caliente, que consiste en aplicar calor y presión para consolidar el polvo de la aleación y eliminar los poros de superficie. Con el prensado isostático en caliente se consigue aumentar la resistencia a la tracción, a la fatiga y a la corrosión de las aleaciones de cobalto. - Mo mejora la resistencia a la corrosión intergranular -Silicio estabilizador de pasivado BUECHEL,PAPPAS PRINCIPLES OF HUMAN JOINT REPLACEMENT.SPRINGER-VERLAG BERLIN HEIDELBERG (2011) PP. 36-78.
  29. 29. El módulo de elasticidad de las aleaciones de cromo de cobalto oscila entre 220 y 234 GPa ( oco más alto que el acero inoxidable) lo cual puede tener algunas implicaciones en la transmisión de cargas del implante al hueso El uso de las aleación de CoCrMo ha sido extensivo en prótesis de rodilla y cadera debido a sus propiedades mecánicas debido a su naturaleza cristalográfica, lo cual crea una barrera para la propagación de grietas o formación de sitios de fatiga y ayuda a la adecuada distribución de carga durante la marcha. BUECHEL,PAPPAS PRINCIPLES OF HUMAN JOINT REPLACEMENT.SPRINGER-VERLAG BERLIN HEIDELBERG (2011) PP. 36-78.
  30. 30. La biocompatibilidad es otra característica para justificar dichos resultados siendo bien tolerados en el cuerpo humano por su alto contenido de carbono y teniendo una baja tasa de desgaste en pares de fricción CoCrMo-UHWMPE. BUECHEL,PAPPAS PRINCIPLES OF HUMAN JOINT REPLACEMENT.SPRINGER-VERLAG BERLIN HEIDELBERG (2011) PP. 36-78.
  31. 31. CERÁMICAS
  32. 32. Estos materiales están formados por elementos inorgánicos no metálicos unidos por enlaces iónicos. Son resistentes al desgaste y a la compresión, pero también son muy frágiles y fáciles de romper. Las propiedades mecánicas de las cerámicas dependen del tamaño, del grano, de la porosidad, la densidad y la cristalinidad; de tal manera que la resistencia se mejora cuando disminuye la porosidad M. N . R A H AMA N BIOMATERIALS FOR ARTIFICIAL ORGANS; NEW CERAMICS AND COMPOSITES FOR JOINT REPLACEMENT SURGERY. WOODHEAD PUBLISHING LIMITED, (2011) PP. 185-207.
  33. 33. Evolución de las cerámicas
  34. 34. Las cerámicas se clasifican según su micro estructura, en vítrea, policristalinas y cristalinas. Según su comportamiento en el organismo en inertes o bioinertes (tienen una influencia nula o muy pequeña en los tejidos vivos que la rodean: alúmina y zirconia) y reactivos o bioactivos (pueden enlazarse a los tejidos óseos vivos: hidroxiapatita, fosfato tricálcico y biovidrios). M. N . R A H AMA N BIOMATERIALS FOR ARTIFICIAL ORGANS; NEW CERAMICS AND COMPOSITES FOR JOINT REPLACEMENT SURGERY. WOODHEAD PUBLISHING LIMITED, (2011) PP. 185-207.
  35. 35. Cerámicas Inertes: ÓXIDO DE ALUMINIO O ALÚMINA (Al2O3) El óxido de aluminio o alúmina ha sido utilizada desde hace muchos años ya en artroplastia de cadera ya que es un material de alta resistencia a la fricción. De hecho, el par o coeficiente de fricción alúmina- alúmina (0.09) es unas ,3 veces menos al de metal-UMHWPE El módulo de elasticidad de la alúmina es unas 2 veces mayor que el del hueso cortical (10-15 Gpa) y disminuye proporcionalmente con la cristalinidad y si se aumenta el tamaño del grano y/o la porosidad. M. N . R A H AMA N BIOMATERIALS FOR ARTIFICIAL ORGANS; NEW CERAMICS AND COMPOSITES FOR JOINT REPLACEMENT SURGERY. WOODHEAD PUBLISHING LIMITED, (2011) PP. 185-207.
  36. 36. Un tamaño de grano grande se asocia a casos de rotura catastrófica. A todas estas características se añade su carácter hidrófilo, lo cual permite mantener una buena lubrificación y un espacio de unas 10-15micras (debido a la lubricación elastohidrodinámica) Si bien el uso de este biomaterial es más extendido en la artroplastia de cadera donde ha mostrado buenos resultados,las condiciones mecánicas de compresión y cizallamiento especiales de la articulación de la rodilla pueden limitar el uso al aumentar el riesgo de fractura, precipitando en casos extremos la aparición de rotura catastrófica. M. N . R A H AMA N BIOMATERIALS FOR ARTIFICIAL ORGANS; NEW CERAMICS AND COMPOSITES FOR JOINT REPLACEMENT SURGERY. WOODHEAD PUBLISHING LIMITED, (2011) PP. 185-207.
  37. 37. Cerámicas Inertes: ÓXIDO DE ZIRCONIO O ZIRCONIA (ZrO2) Se usa la forma tetragonal de la zirconia, que si es tratada con itrio permite conseguir un tamaño de grano inferior a la alúmina y una resistencia a la fractura mayor. Existe un alto índice de erosión en el par zirconia-zirconia por lo que se ha descartado su uso como material único. M. N . R A H AMA N BIOMATERIALS FOR ARTIFICIAL ORGANS; NEW CERAMICS AND COMPOSITES FOR JOINT REPLACEMENT SURGERY. WOODHEAD PUBLISHING LIMITED, (2011) PP. 185-207.
  38. 38. M. N . R A H AMA N BIOMATERIALS FOR ARTIFICIAL ORGANS; NEW CERAMICS AND COMPOSITES FOR JOINT REPLACEMENT SURGERY. WOODHEAD PUBLISHING LIMITED, (2011) PP. 185-207.
  39. 39. Cerámicas reactivas: HIDROXIAPATITA Es un fosfato tricálcico hidratado de fórmula Ca10 (PO4 )6 (OH)2 , con una relación calcio/ fósforo= 1.67. Es muy parecido al mineral natural que existe en el tejido óseo. La hidroxiapatita se fabrica a partir de un polvo inicial usando técnicas de moldeado por compresión. M. N . R A H AMA N BIOMATERIALS FOR ARTIFICIAL ORGANS; NEW CERAMICS AND COMPOSITES FOR JOINT REPLACEMENT SURGERY. WOODHEAD PUBLISHING LIMITED, (2011) PP. 185-207.
  40. 40. Las cerámicas densas de hidroxiapatita tienen una resistencia a la compresión mayor que el hueso cortical, pero su resistencia a la tracción es 2,5 veces menor que la resistencia a la compresión debido a su estructura, en la que los átomos se encuentran escasamente agrupados. M. N . R A H AMA N BIOMATERIALS FOR ARTIFICIAL ORGANS; NEW CERAMICS AND COMPOSITES FOR JOINT REPLACEMENT SURGERY. WOODHEAD PUBLISHING LIMITED, (2011) PP. 185-207.
  41. 41. La unión metal-cerámica se consigue mejorar las resistencias a la tracción y cizalladura sin alterar el metal. La resistencia de la interfaz metal cerámica depende de la rugosidad de la superficie metálica y del grosor de la capa cerámica. Para un espesor de 50micras corresponden 50MPa de resistencia a la tracción y 480 MPa de resistencia a la fatiga en 10 millones de ciclos de carga. El espesor ideal que se utiliza está entre 30 y 50 micras ya que si se aumenta ésta espesor se produce un aumento por fallos por fatiga y delaminaciones. M. N . R A H AMA N BIOMATERIALS FOR ARTIFICIAL ORGANS; NEW CERAMICS AND COMPOSITES FOR JOINT REPLACEMENT SURGERY. WOODHEAD PUBLISHING LIMITED, (2011) PP. 185-207.
  42. 42. Cerámicas reactivas: Vitrocerámicas Todas son vidrios con un bloque de construcción básico: el SiO4 4-. Hay dos vitrocerámicas que se han desarrollado mucho como biomateriales: Bioglass® y Ceravital®. El uso de éstos se debe más a sus propiedades químicas que físicas: tienen una baja expansión térmica, pero sus propiedades mecánicas son inferiores a las de otras cerámicas bioinertes. La reactividad química de las vitrocerámicas las hace bioactivas con tejidos blandos y duros si se selecciona apropiadamente la composición de estas cerámicas. M. N . R A H AMA N BIOMATERIALS FOR ARTIFICIAL ORGANS; NEW CERAMICS AND COMPOSITES FOR JOINT REPLACEMENT SURGERY. WOODHEAD PUBLISHING LIMITED, (2011) PP. 185-207.
  43. 43. Se dividen en 2 grupos de acuerdo a sus reacciones: Al grupo A pertenecen las vitrocerámicas que una vez incorporadas en el paciente ayudan al proceso de regeneración ósea llamado osteoinducción Al grupo B pertenecen las vitrocerámicas que ayudan en la osteoconducción Debido a estas propiedades químicas, que se dan en la superficie del biomaterial (en la interfase biomaterial-tejido) se usan como prótesis dentales y ortopédicas. M. N . R A H AMA N BIOMATERIALS FOR ARTIFICIAL ORGANS; NEW CERAMICS AND COMPOSITES FOR JOINT REPLACEMENT SURGERY. WOODHEAD PUBLISHING LIMITED, (2011) PP. 185-207.
  44. 44. Cerámicas reactivas: Biocomposites Los biocompuestos contienen 2 o más materiales constituyentes diferentes o fases, que son capaces de actuar de manera sinérgica Las propiedades del material van a depender de las propiedades de los constituyentes del material compuesto. Si se usan dos cerámicas inertes, que suelen ser muy resistentes, se obtiene un material más resistente que los materiales de partida. Si se quiere un material resistente a la vez que tenga propiedades bioactivas, se tiene los materiales compuestosy si se mezclan dos materiales con propiedades bioactivas, el biomaterial resultante combinará las propiedades fisicoquímicas de ambos.
  45. 45. Polímeros
  46. 46. PolímerosTambién llamados plásticos tiene una amplia gamma de características dada por su composición química, estructura y fabricación Los ejemplos de polímeros sintéticos incluyen polimetilmetacrilato bioestables (PMMA), caucho de silicona, polietileno (PE), resinas acrílicas, poliuretanos o polipropileno cementos óseos acrílicos. Estan formados por unidades repetidas o monómeros que forman cadenas largas lineales cruzadas o ramificadas,
  47. 47. Características. Peso molecular, composición química, grado de cristalinidad, tamaño, polaridad de los grupos, grado de entrecruzamiento Al aumentar el peso molecular y cristalinidad elevan la resistencia y tracción
  48. 48. Cemento óseo Polimetilmetacrilato o cemento acrílico. ◦ Monómero liquido ◦ (97% de metilmetacrilato, 2.6% de dimetil ptoludina como activador, pquelas cantidades de hidroquinona como estabilizador.) ◦ Polvo de esferas polimerizadas. ◦ (88% de polímero, 10 % de sulfato de bario u oxido de zirconio radioopacos y peróxido de benzoil como iniciador)
  49. 49. Fases Polimerización del monómero y formación de pasta adherente Fraguado y reacción exotérmica, disminuye la adhesividad (3-4min) ◦ Relación polvo liquido. ◦ Serie marca de cemento. ◦ Humedad relativa ◦ Temperatura ambiente Endurecimiento y enfriamiento.
  50. 50. Polimetilmetacrilato Cemento para las artroplastías totales Complemento de la fijación vertebral Relleno en fracturas patológicas
  51. 51. Características mecánicas. Poco dúctil modulo de elasticidad 2.5 Gpa menor al hueso cortical. Tiene buena resistencia a la compresión (90-95 MPa) y menor resistencia a la tracción (30 Mpa) ◦ Mas débil que el tejido óseo a la tracción, cizallamiento y flexión ◦ Presenta una porosidad 3-10% que se debilidad por los microespacios creados por la sangre o los antibióticos. Por la liberación de productos químicos forma una interfaz hueso-implante, el espesor de la capa optimo es de 3-5 mm, que tiene un modulo de elasticidad dispares, que ocasiona muchas tensiones, que condicionan aflojamiento.
  52. 52. Polietileno El polietileno (PE) es un material termoplástico blanquecino, de transparente a translúcido, y es frecuentemente fabricado en finas láminas transparentes de uso común. Por la polimerización de etileno pueden obtenerse productos con propiedades físicas muy variadas. Estos productos tienen en común la estructura química fundamental (-CH2-CH2-)n, y en general tienen propiedades químicas de un alcano de peso molecular elevado. ◦ De baja densidad (LDPE) ◦ De alta densidad (HDPE).
  53. 53. El de baja densidad tiene una estructura de cadena enramada, mientras que el polietileno de alta densidad tiene esencialmente una estructura de cadena recta Las propiedades de las resinas de polietileno se deben principalmente, a tres propiedades moleculares básicas: ◦ Densidad ◦ Peso molecular promedio ◦ Distribución del peso molecular.
  54. 54. Peso molecular El polietileno tiene un peso molecular medio numérico de 15000 contiene material de peso molecular inferior a 1000 y también superior a 80000. El polietileno con un peso molecular superior a 500,000 tiene mejores características mecánicas.
  55. 55. PropiedadesPolietileno de peso molecular ultra alto (UHMWPE) es un subconjunto de materiales de polietileno con cadenas extremadamente largas y un peso molecular entre 2 y 6 millones de unidades ◦ Alta resistencia, ductilidad, biocompatibilidad y estabilidad mecánica. El polietileno de alto peso molecular es un sólido blanco y translúcido. A las temperaturas ordinarias es tenaz y flexible, y tiene una superficie relativamente blanda que puede rayarse con la uña.
  56. 56. Ha demostrado mejorar las tasas de desgaste en la artroplastia de cadera, pero los beneficios no se han demostrado ser de la misma medida en la artroplastia de rodilla. Los riesgos del uso de PE altamente ligado en la artroplastia de rodilla incluyen fractura tibial posterior, la interrupción del mecanismo de bloqueo, fractura de revestimiento que puede conducir a un mayor desgaste y osteolisis La evidencia actual sugiere que este polietileno se deben utilizar con precaución y solamente en los pacientes más jóvenes y activos El espesor mínimo recomendado de un inserto de PE es de 8 mm J CLIN ORTHOP TRAUMA . J CLIN ORTHOP TRAUMA. 2015 JUN; 2015 JUN; 6(2): 108–112. 6 (2): 108-112. PUBLISHED ONLINE 2015 FEB 19. DOI: 10.1016/J.JCOT.2015.01.096 PUBLICADO EN INTERNET EL 2015 FEBRERO 19. DOI: 10.1016 / J.JCOT.2015.01.096 PMCID: PMC4411358 PMCID: PMC4411358 POLYETHYLENE IN KNEE ARTHROPLASTY: A REVIEW POLIETILENO EN LA ARTROPLASTIA DE RODILLA: UNA REVISIÓN GAUTAM CHAKRABARTY , MBBS, D ORTH, MS ORTH, MCH ORTH, FRCS (ED), FRCS (TRAUMA & ORTH), A, ∗ MAYANK VASHISHTHA , MBBS, MRCS (GLAS), B AND DANIEL LEEDER , MBCHB C GAUTAM CHAKRABARTY , MBBS, D ORTH, MS ORTH, MM ORTH FRCS (ED), FRCS (TRAUMA Y ORTH), A, * MAYANK VASHISHTHA , MBBS, MRCS (GLAS), B Y DANIEL LEEDER , C MBCHB Polietileno de peso molecular ultra alto (UHMWPE)
  57. 57. Desde que John Charnley (1963) utilizara por primera vez el núcleo de polietileno para el reemplazo articular, existe una preocupación por su desgaste, siendo éste la causa principal de osteólisis en prótesis totales de cadera (PTC) no cementadas Causas que influyen en su desgaste, ◦ Factores biológicos como la edad, peso ◦ Factores de diseño de los componentes, ◦ Factores técnicos. quirúrgicos CONSIDERACIONES DE LOS DESGASTES DEL POLIETILENO APLICADOS A PRÓTESIS TOTALES DE CADERA CONSIDERATIONS REGARDING POLYETHYLENE WEAR IN TOTAL HIP ARTHROPLASTY H. FAHANDEZH-SADDI DÍAZA, A. VILLA GARCÍAA, A. RÍOS LUNAA, J. VAQUERO MARTÍNA A SERVICIO DE CIRUGÍA ORTOPÉDICA Y TRAUMATOLOGÍA. HOSPITAL GENERAL UNIVERSITARIO GREGORIO MARAÑÓN. MADRID.
  58. 58. El desgaste que experimenta el polietileno frente al metal, no afecta dimensionalmente a la función de la prótesis, lo es respecto a la bioactividad que producen las partículas submicroscópicas que se generan y que dan lugar a un proceso de pérdida de hueso periprotésico denominado osteolisis La reticulación de las cadenas poliméricas mediante la radiación gamma o haces de electrones es la clave que permite disminuir el desgaste del polietileno posteriormenteson sometidos a tratamientos térmicos de recocido o refusión, o a la incorporación de 0,001 % de vitamina E J Clin Orthop Trauma 10.1016/j.jcot.2015.01.096 10.1016 / j.jcot.2015.01.096 Gautam Chakrabarty Mayank Vashishtha Daniel Leeder Gautam Chakrabarty Mayank Vashishtha Daniel Leeder
  59. 59. Factores biológicos ◦ Edad menor edad, mayor desgaste ◦ Peso mayor peso, mayor desgaste Estructura química ◦ PAD: elevado desgaste ◦ PAPM menor desgaste Grosor del polietileno ◦ < 4 mm: fatiga frecuente ◦ Tamaño óptimo: 6-8 mm Diseño de los componentes ◦ Tamaño de la cabeza ◦ Cabeza de 32 mm: gran desgaste ◦ Cabeza de 28 mm: menor desgaste  Superficies articuladas  PAPM-Cr-Co-Mo: muy usado  PAPM-Ti: alto desgaste  PAPM-alúmina: usado Europa menor desgaste  PAPM-zirconio: usado EE.UU.,  Par metal-metal: desgaste similar PAPM con Cr-Co-Mo  Esterilización y almacenaje  Esterilización gamma air 4 Mrad Elevado desgaste (degradación oxidativa)  Esterilización gas plasma 5 Mrad Menor desgaste  Factores tecnicoquirúrgicos  Inclinación acetabular  Incorrecta: desgaste más precoz  Correcta: desgaste más tardío  Erosiones, ralladuras
  60. 60. Las alteraciones del polietileno que se pueden evidenciar en las radiografías son: desgaste, rotura y luxación del polietileno. Desgaste del polietileno. Radiografía anteroposterior de rodilla derecha que revela desgaste del polietileno (flecha roja) acompañado de areas radiolucentes del hueso periimplantado (flecha verde) que corresponden a granulomatosis agresiva, causando la perjudicial posición en valgo de la prótesis total de rodilla.

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