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El material óseo es un material radicalmente distinto a cualquier otro tratado por la mecánica clásica. Su estructura es heterogénea y anisótropa, y sus propiedades mecánicas varían no sólo entre distintos individuos, sino, para un mismo individuo el hueso es capaz de evolucionar modificando sus propiedades en función del tipo de solicitaciones a que se vea sometido. En su comportamiento mecánico, el hueso es un material deformable que obedece aproximadamente a la ley de Hooke; además, es viscoelástico ya que posee propiedades diferentes, según la dirección del tejido óseo y la variable tiempo que hay que tener en cuenta en la aplicación de la carga (Velasco Peña & Garzón Alvarado, 2010).

A pesar de su complejidad, el conocimiento del comportamiento mecánico del material óseo es fundamental a la hora de abordar el estudio de artroplastia invertida de hombro, ya que la clave para que éstas no presenten problemas en su funcionamiento consiste en que el comportamiento mecánico del conjunto sea similar considerando la estructura con y sin prótesis (Mendoza, 1998).

El hueso está formado por dos tipos de tejido, el esponjoso y el cortical. Está constituido por un material natural compuesto, formado por una proteína blanda y resistente, el colágeno, y un mineral frágil de hidroxiapatita La superficie exterior de la zona del hueso correspondiente a las articulaciones está recubierta con cartílago (Rincón, et al., 2004). Por otra parte, la morfología del hueso permite conseguir un material rígido y ligero al mismo tiempo. La rigidez la confiere la capa exterior.

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El húmero y la escápula es un conjunto de huesos complejos, sujeto a un gran número de procesos bioquímicos, biofísicos y biológicos, relacionados entre sí, y, lo que es más importante, íntimamente relacionados con las propiedades mecánicas y geométricas.

Los huesos responden a las fuerzas aplicadas sobre su superficie siguiendo un patrón característico. La primera fase es elástica y depende de la rigidez del hueso. En esta fase, la deformación es temporal y se mantiene solo durante el tiempo de aplicación de la fuerza tras lo cual, el hueso recupera su forma original. Si la fuerza aumenta, se entra en una fase plástica y el hueso, aunque se recupera parcialmente, queda deformado. Por último, cuando la fuerza aplicada es superior a la resistencia del tejido se produce la fractura.

Los huesos largos, formados fundamentalmente por tejido óseo compacto o cortical, son elásticos y poco plásticos. En estos huesos, la resistencia será mayor cuando la fuerza se aplica de forma vertical al sentido de la carga. Cuando la fuerza se aplica de forma oblicua la fase plástica se acorta y el hueso se fractura con más rapidez. En los huesos integrados por tejido óseo esponjoso, la resistencia es mayor cuando la fuerza se aplica a lo largo del eje vertical de las trabéculas vertebrales y también cuando es paralela a los sistemas trabeculares del cuello femoral. Estos huesos, al ser menos densos que los formados por tejido óseo cortical, son menos elásticos y más plásticos, por lo que pueden presentar deformaciones mayores (Byers & Woods, 1994). En la siguiente tabla se observa el módulo de elasticidad de los materiales óseos. El módulo de Young para el hueso cortical y esponjoso es el mismo que Yang et al. (2013) utiliza en su estudio.

Tabla 4.7. Módulo de Young de los materiales óseos Material óseo E medio (MPa)

Tejido óseo cortical 13800

Tejido óseo esponjoso 1380

4.2.3.2.Características mecánicas de las prótesis reales

El empleo generalizado, como biomaterial, del titanio y sus aleaciones en la fabricación de implantes se debe a que cumplen los requerimientos de biocompatibilidad, osteointegración, propiedades mecánicas, resistencia la corrosión, procesabilidad y disponibilidad. La elevada osteointegración es debida a que cuando se implanta en un tejido duro, el hueso es capaz de crecer en contacto directo con el implante, sin una apreciable cápsula de tejido blando a su alrededor.

Estas aleaciones presentan un módulo elástico y una densidad menor que los aceros inoxidables o las aleaciones de cobalto-cromo-molibdeno utilizados como biomateriales (Niinomi, 2008). Se disminuye así un posible efecto de atrofia o reabsorción ósea en el hueso cercano al biomaterial implantado (Ryan, et al., 2006).

Además, presentan una alta resistencia a la corrosión, gracias a la capa de óxido que se forma en la superficie de la aleación al entrar en contacto con el oxígeno, protegiéndola y evitando que se siga oxidando. Esta capa de óxido, asimismo, actúa como barrera protectora para evitar la cesión de cualquier tipo de ion desde el interior del metal hacia el medio fisiológico. El crecimiento celular está influenciado por la liberación de iones y partículas de los materiales empleados como implantes, como consecuencia de procesos de corrosión

(Cremasco, et al., 2011). En la Tabla 4.8 se puede identificar los requisitos que deben presentar los implantes.

Tabla 4.8. Requisitos de los implantes. Fuente de elaboración a partir de Niinomi (1998)

Compatibilidad Propiedades mecánicas Procesabilidad

Reacción con los tejidos: - Biocompatibilidad - Osteointegración - Bioactividad Resistencia a la corrosión: - Liberación de iones - Capa de óxido - Pasividad - Potencial de corrosión Propiedades superficiales: - Rugosidad -Topografía - Energía superficial - Cristalinidad -Tenacidad - Resistencia a la rotura - Ductibilidad - Módulo elástico - Resistencia a la fatiga - Dureza -Métodos de fabricación - Consistencia y conformidad - Disponibilidad materiales - Calidad - Esterilidad - Capacidad de producción

El acero inoxidable forjado es el más ampliamente utilizado como aleación para implantes, ya que es el más resistente a la corrosión cuando están en contacto directo con fluido biológico. Es importante que un implante quirúrgico no sea susceptible a la corrosión cuando se coloca en el interior del cuerpo humano para prevenir las posibilidades de que ocurra una infección. El contenido total de níquel y cromo es de por lo menos un 23%. El Cromo forma el óxido que protege al resto del acero de la corrosión y el níquel es el elemento que le da la tenacidad. Se pueden trabajar fácilmente en caliente o en frío y no endurecen por tratamiento térmico.

Se añade molibdeno a la aleación de acero inoxidable que forma una capa protectora que aísla el metal pese a la exposición a un ambiente ácido. La resistencia a la corrosión también se puede lograr con el elemento de carbono, pero sólo cuando el carbono está en estado de solución sólida.

Las aleaciones de cobalto utilizadas como biomateriales se pueden dividir en dos tipos: la aleación moldeable CoCrMo y las aleaciones forjadas CoNiCrMo. Los dos elementos básicos son el cobalto y cromo que forman una solución sólida. Se añade Mo para producir un grano más pequeño que produce una mayor resistencia después de moldear o forjar. Las aleaciones moldeadas fueron las primeras utilizadas para acetábulos de prótesis invertida de hombro.

En la siguiente tabla se puede observar los módulos de Young del titanio y de la aleación de base Cobalto (cobalto-cromo-molibdeno), las cuales se utilizan en RSA. El módulo de Young para titanio es el mismo que Yang et al. (2013) utiliza en su estudio.

Tabla 4.9. Módulo de Young de los materiales de las prótesis Material prótesis E medio (MPa)

Titanio 96000

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