Routing Algorithms

1.3.1 Fuerza mecánicas impuestas sobre el implante

Las condiciones de servicio y las cargas encontradas sobre los mecanismos implantados en el cuerpo humano son generalmente bastante complicados y altas. Los implantes están sujetos a cargas estáticas y dinámicas dependiendo de la actividad del paciente. Un implante introducido en un paciente para la reparación de un hueso fracturado debe tener suficiente resistencia para sostener y transmitir las acciones de la carga resultantes de las fuerzas musculares y articulares. Un cálculo simple de la carga estática puede hacerse para evaluar la carga típica.

Por ejemplo, durante el movimiento del cuerpo, la carga sobre la cabeza del fémur es aproximadamente dos veces el peso del cuerpo. La carga varía con la posición en el ciclo de caminado y alcanza un máximo cerca de cuatro veces el peso del cuerpo en la cadera y tres veces el peso en la rodilla. La frecuencia de carga y ciclos de carga encontrados en un periodo de tiempo es también importante. Una velocidad rápida de caminado corresponde a un ciclo completo de caminado (dos pasos) por segundo. Típicamente una persona promedio puede realizar uno o dos millones de pasos por año.

Para una persona activa, el número de pasos realizados pueden ser dos o tres veces más que los realizados por una persona considerada normal (Sivakumar, et al. 1995). Las propiedades mecánicas (Park and Lakes, 1992) de las aleaciones de los implantes y el hueso humano son dadas en la tabla 2.

1.3.2 Ambientes biológicos

El cuerpo humano es un ambiente hostil para metales y aleaciones al tener que estar en una solución salina oxigenada con un contenido de sal cercano al 0.9% a un pH de 7.4 y temperatura de 37.1°C (98.4°F). Cuando un implante ortopédico es quirúrgicamente instalado en el cuerpo humano es constantemente bañado en fluido de tejido extracelular. Esto se ilustra en la figura siguiente (Pholer, 1986).

Figura 2. Composición iónica del plasma sanguíneo, fluido intersticial e intracelular

(Pholer, 1986)

Todos los materiales metálicos implantados quirúrgicamente incluyendo los materiales más resistentes a la corrosión, experimentan disolución química o electroquímica, debido al complejo y corrosivo ambiente del cuerpo humano. El fluido humano están constituidos por agua, compuestos complejos, oxígeno disuelto y grandes cantidades de sodio (Na+) y iones cloruro (Cl-) y otros electrolitos como bicarbonato y pequeñas cantidades de potasio, calcio, magnesio, fosfato, sulfato, aminoácidos, proteínas, plasma, etc.

Las especies iónicas también realizan numerosas funciones como mantener el pH del cuerpo y participar en las reacciones de transferencia de electrones. Con la implantación quirúrgica, el ambiente interno del cuerpo es grandemente perturbado, por ejemplo, el disturbio del suministro de sangre a los huesos y la variación en el equilibrio iónico. Cambios similares ocurren en estados de enfermedad.

Desde un punto de vista electroquímico, el inicio de la corrosión puede deberse a las diversas condiciones que existen a lo largo de la superficie del implante. Estas condiciones podrían ser las responsables de la formación de celdas electroquímicas acompañadas por la disolución activa del metal en puntos localizados favorecidos en la interfase implante-fluido humano. Existen otros factores los cuales pueden resultar en la alteración de las condiciones ambientales locales y favorecer varias formas de corrosión y/o la falla del implante. Un implante ortopédico se considera que ha fallado

si es removido prematuramente del cuerpo debido a severos dolores, inflamación y otras reacciones con el cuerpo como corrosión y desgaste.

1.3.3 Corrosión tejido-implante

Además del ambiente hostil y una carga significativa experimentada por el implante, las interacciones entre el material y el tejido son se suma importancia. Tales interacciones inducen la corrosión/ionización de los dispositivos implantados. La corrosión puede tener dos efectos, primero el implante puede debilitarse y resultaría una falla prematura, el segundo efecto es la reacción del tejido conduciendo a la liberación de los productos de corrosión desde el implante. Los materiales no metálicos son totalmente resistentes a la corrosión o ionización dentro de los tejidos vivos. Estudios in vivo han mostrado que la implantación de dispositivos de la mayoría

de las aleaciones incrementan significativamente las concentraciones de varios iones adyacentes a los tejidos.

Por otra parte, una vez que un material externo es implantado, existen varias formas en las cuales el cuerpo puede reaccionar desfavorablemente. La presencia del implante puede inhibir los mecanismos de defensa del cuerpo conduciendo a la infección, necesitando la remoción del implante (Helmus and Tweden, 1995). Si la infección no ocurre o es controlada, la respuesta del tejido puede alcanzar desde un suave edema hasta una inflamación crónica y la alteración en el hueso y las estructuras del tejido.

Por ello, los materiales empleados en la fabricación de implantes deben ser inertes y bien tolerados por el ambiente del cuerpo. La respuesta del cuerpo a un implante inerte podría ser el desarrollo de una envoltura de colágeno fibroso el cual encapsula el implante y lo separa del tejido normal. Esto obviamente madura con el tiempo, variando en espesor en su organización y estableciendo una relación favorable con el tejido adyacente (Figura 3).

La cápsula puede contener un área de necrosis adyacente a los alrededores del implante por una región de infiltración celular crónica. En algunos casos, la cápsula tiene una frontera bien definida pero en otros casos, se extiende irregularmente y se difunde en los alrededores del músculo. El espesor de la envoltura fibrosa depende de la resistencia a la corrosión del material. Los materiales que producen las envolturas más delgadas son considerados como los mejor tolerados por el cuerpo.

Figura 3. Cápsula fibrosa generalizada formada en respuesta a un metal implantado

intramuscularmente. 1.3.4 Otras variables

Aún cuando los avances tecnológicos e innovaciones metalúrgicas han hecho un sorprendente progreso en el diseño y la selección de implantes, invariablemente las fallas ocurren debido a las razones indicadas. En cada falla ortopédica, el paciente encara el trauma de repetir la cirugía junto al dolor severo experimentado durante el proceso de implantación. Además, el reemplazo es caro y por lo tanto, es deseable mantener el número de fallas al mínimo.

9 Sobrecarga directa. El uso de dispositivos de fijación es para mantener los

extremos del hueso roto en estrecha proximidad para promover su curación. La carga debe estar compartida entre el hueso y el dispositivo de fijación. Aún con la carga repartida, es necesario limitar la carga colocada sobre el hueso afectado hasta que sane. Si un exceso de carga (debido a la movilidad del paciente) es transmitida al implante fijado sobre la abertura de hueso fracturado, esto puede causar la fractura del implante. Por lo tanto, la deformación y la fractura por sobrecarga resulta por una simple sobrecarga o por pocos ciclos de sobrecarga sobre un dispositivo de fijación ortopédico tales como una placa de hueso o un clavo para cadera.

9 Fatiga. La falla por fatiga se define como la falla debido a la carga dinámica y

cíclica de esfuerzos impuestos sobre el implante. Para que un grieta por fatiga se desarrolle, no es necesario que el implante este cargado en el rango de deformación plástica. Los esfuerzos locales que ocurren bajo las condiciones de carga en el rango de deformación elástica del implante son suficientes para iniciar las grietas por fatiga sobre la superficie de un implante. La mayoría de las fallas que ocurren en implantes ortopédicos son fallas por fatiga (Williams, 1981). Las estrías de fatigas típicas son frecuentemente encontradas sobre las superficies fracturadas. A menudo los sitios de nucleación de grietas por fatiga se ha notado que están presentes a concentraciones de esfuerzos inducidos por diseño u otros defectos estructurales. En muchos casos, las grietas son

iniciadas debido al fenómeno de corrosión y son propagadas principalmente por un mecanismo de fatiga (Sivakumar, et al. 1994). La falla por fatiga puede también ocurrir debido a la instalación inadecuada y a la presencia de espacios entre fragmentos del hueso fracturado después de la implantación.

9 Desgaste. El desgaste es la remoción mecánica de materiales durante el

proceso de movimiento relativo entre dos o más superficies en contacto. Los dispositivos implantados pueden simplemente desgastarse debido al curso de su uso. El desgaste puede principalmente afectar el desempeño de las uniones de las prótesis. Cuatro tipos de mecanismos pueden estar implicados en el desgaste de componentes metálicos de uniones de prótesis. Estos modos son: (i) abrasivo, (ii) adhesivo, (iii) fatiga y (iv) corrosivo. El desgaste adhesivo es el más importante en combinaciones metal-metal. El sistema plástico-metal mostrará un bajo coeficiente de fricción pero una mayor velocidad de desgaste volumétrico. El desgaste volumétrico de la combinación de acero inoxidable- polietileno es más grande que el del sistema cobalto-cromo-polietileno. Las velocidades de desgaste más altas son generalmente observadas en pocas combinaciones metal-plástico en un sistema experimental. La única combinación usada extensamente en el sistema metal-metal es cobalto-cromo a cobalto-cromo. El desgaste severo seguido por un daño mecánico puede conducir a la remoción prematura de las prótesis.

1.4 Corrosión en implantes

La corrosión es uno de los principales procesos que causan problemas cuando metales y aleaciones son usados como implantes en el cuerpo humano (Kruger, 1979). Para poder minimizar éstos problemas es necesario un mejor entendimiento de los principios básicos involucrados en el proceso de degradación.

En general, la corrosión de implantes en el medio acuoso de los fluidos humanos ocurre por reacciones electroquímicas y es necesario entender los principios electroquímicos más relevantes del proceso de corrosión. Las reacciones electroquímicas que ocurren en la superficie de las aleaciones implantadas son idénticas a las observadas durante la exposición en agua de mar (solución cloruro de sodio aereado). Los componentes metálicos de la aleación son oxidados a su forma iónica y el oxígeno disuelto es reducido a iones hidroxilo. Durante el proceso de corrosión, las velocidades totales de las reacciones de oxidación y reducción (productoras y consumidoras de electrones, respectivamente) deben ser iguales. La velocidad de reacción global es controlada por el paso más lento de ambos procesos. Los metales y aleaciones empleados en implantes quirúrgicos logran su pasividad por la presencia de una película superficial protectora pasiva. Esta película inhibe la corrosión y mantiene la liberación de de productos de corrosión a un nivel muy bajo. Los tipos de corrosión que pueden experimentar las aleaciones usadas en implantes son, picaduras, hendiduras, galvánica, intergranular, stress corrosion cracking, corrosión-fatiga y fretting corrosion (Mudali, et al. 2003).