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Duffó, Gustavo Biomateriales : una mejor calidad de vida - 1a ed. - Buenos Aires : Eudeba, 2005. 128 p. ; 20x14 cm. (Ciencia Joven) ISBN 950-23-1451-4 1. Biometriales. I. Título CDD 612.015

Eudeba Universidad de Buenos Aires 1ª edición: agosto de 2005

© 2005, Editorial Universitaria de Buenos Aires Sociedad de Economía Mixta Av. Rivadavia 1571/73 (1033) Ciudad de Buenos Aires Tel.: 4383-8025 / Fax: 4383-2202 www.eudeba.com.ar Diseño de tapa: Silvina Simondet Corrección y diagramación general: Eudeba Impreso en la Argentina Hecho el depósito que establece la ley 11.723

No se permite la reproducción total o parcial de este libro, ni su almacenamiento en un sistema informático, ni su transmisión en cualquier forma o por cualquier medio, electrónico, mecánico, fotocopias u otros métodos, sin el permiso previo del Editor.

Agradecimientos

Deseo manifestar mi agradecimiento al Dr. Rómulo Cabrini, quien me invitó a escribir este libro para la Colección Ciencia Joven de Eudeba; a la Comisión Nacional de Energía Atómica, Universidad Nacional de General San Martín y CONICET, quienes me permiten ejercer con satisfacción mi profesión de químico; a la empresa Imeco S.A., en particular a Héctor Raffaeli y Javier Pitronaci, quienes me invitaron a visitar la planta de fabricación de implantes y me permitieron obtener algunas de las fotos que ilustran este trabajo; a Gonzalo Martínez de Medtronic, Inc. (EE.UU.), quien me cedió la foto del marcapasos; a Esteban Alejandro Arva, quien desinteresadamente sacó las fotos que se incluyen en el libro; y finalmente (en esta lista, no en los afectos) a Silvia Farina, por su constante compañía, comprensión y paciencia y, además, por la exhaustiva lectura del manuscrito original.

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1. Introducción a los biomateriales

En los años 70, la serie televisiva El hombre nuclear (The Six Million Dollar Man) contaba la historia del astronauta Steve Austin (protagonizado por Lee Majors), quien, tras haber sufrido un accidente en el cual perdió ambas piernas, un ojo y un brazo, recibió implantes artificiales que resultaban inadvertidos visualmente, pero que le permitían correr a más de 100 kilómetros por hora, ver con la precisión de una mira telescópica y levantar objetos de varias toneladas. Cada capítulo de la serie comenzaba con una voz en off que decía: “Steve Austin. Astronauta. Su vida está en peligro. Usaremos la más avanzada tecnología para convertirlo en un organismo cibernético, poderoso, superdotado”. El hombre nuclear constó de 103 episodios emitidos entre 1973 y 1978 [1]. En esa época, todos quienes miraban la serie estaban convencidos de que se trataba de ciencia-ficción. Sin embargo, muchos de ellos no dejaban de preguntarse dónde terminaba la ciencia-ficción y dónde comenzaba el hecho científico. Ya han pasado 30 años y en la actualidad es muy frecuente encontrarnos con personas que tienen alguna parte de su cuerpo reparada o reemplazada artificialmente (prótesis de cadera, implantes dentales, lentes intraoculares, etc.) con el empleo de componentes fabricados con biomateriales. Ahora sabemos que esto no se trata de ciencia-ficción, pero la pregunta que hoy nos formulamos es ¿hasta dónde puede llegar la ciencia en la elaboración de estos dispositivos biomédicos que permiten una mejor calidad de vida? Los biomateriales están preparados para ser utilizados en los seres vivos. Es un tema que tiene un auge indiscutible en la actualidad y que ha experimentado un espectacular avance en los últimos años, motivado fundamentalmente por el hecho de que la esperanza de vida de la población aumenta de forma considerable. Según datos de las Naciones Unidas [2],

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dentro de unos cinco años es muy probable que haya más personas de más de 60 años que niños de menos de 15. Hoy en día una de cada diez personas tiene 60 años o más, pero en el año 2050 se prevé que será una de cada cinco. También se prevé que el número de personas que tendrán 80 años se multiplicará por cinco [3]. La longevidad masiva tiene implicancias muy importantes relacionadas con mantener la calidad de vida, y ello implica que harán falta más y más dispositivos biomédicos fabricados con biomateriales. En la actualidad, más de cincuenta millones de personas en todo el mundo tienen implantado algún tipo de prótesis y es un hecho bien conocido en nuestra sociedad la utilidad y necesidad de todo tipo de implantes, siendo relativamente frecuente que conozcamos algún caso de familiar o amigo que esté utilizando algún dispositivo biomédico. Utilizar biomateriales para reconstruir partes dañadas del cuerpo humano es una realidad, y para ello deben cumplir una serie de condiciones y asegurar una determinada duración. Por otra parte, tienen que aportar las prestaciones específicas que requiera la aplicación a la que vayan a ser destinados. Hasta hace relativamente poco tiempo, los biomateriales eran esencialmente materiales industriales seleccionados con el criterio de que fueran capaces de cumplir ciertos requisitos de aceptabilidad biológica. Sin embargo, en la actualidad muchos de ellos son diseñados, sintetizados y procesados con el único fin de tener una aplicación en el campo médico. Todos estos factores han impulsado un gran avance en el campo de los biomateriales, potenciando su investigación. Si a esto se le añade la mejora de las técnicas quirúrgicas, se puede entender el crecimiento acelerado en la utilización de prótesis, implantes, sistemas y dispositivos médicos que deben trabajar en contacto con los tejidos corporales. Estos hechos condujeron a la aparición de una nueva disciplina científico-tecnológica denominada ciencia de los biomateriales, cuyos orígenes, características e implicancias serán abordados a continuación.

Breve historia de los biomateriales Lo que actualmente se denomina ciencia de los biomateriales es muy reciente como disciplina científica; sin embargo, el uso de éstos data de tiempos remotos. Ya los romanos, chinos y aztecas empleaban el oro en cirugía dental, hace más de 2000 años. Por su parte, los implantes y dispositivos biomédicos más empleados a lo largo de la historia han sido los ojos de vidrio y los dientes de madera [4].

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En 1829, H. S. Levert realizó los primeros estudios tendientes a determinar la compatibilidad biológica de materiales para implantes, ensayando plata, oro, plomo y platino en perros. En 1870, el cirujano inglés Lord Joseph Lister introduce las técnicas quirúrgicas asépticas, las que reducen la infección y abrió las puertas a las modernas prácticas quirúrgicas. En 1886, el cirujano alemán H. Hansmann empleó por primera vez placas de acero para facilitar la reparación de fracturas de huesos. Éstas adolecían de defectos de diseño y se deterioraban rápidamente en el cuerpo humano [5]. Años más tarde, en el 19° Congreso de la Sociedad Alemana de Cirugía se presentaron los primeros conceptos para el trasplante total de cadera, algunos de los cuales todavía están en práctica. En 1893, W. A. Lane desarrolla un sistema de tornillos de carbón para placas de fijación de fractura de huesos y, un par de años más tarde, William Roentgen descubre los rayos X, los cuales se transforman en una herramienta insustituible de diagnóstico en la ortopedia y traumatología. En el siglo XX comienza a trabajarse con aceros inoxidables (desarrollados a partir de 1912) como material resistente a la corrosión y adecuado para dispositivos ortopédicos. En 1928, Alexander Fleming introduce el primer antibiótico, la penicilina, que es seguido posteriormente por las sulfamidas (1932). En 1931, un cirujano de Boston, Marius Smith-Petersen, desarrolla un dispositivo de vidrio destinado a la aplicación en prótesis parciales de cadera y clavos para la fijación de huesos. En 1936 se introducen las aleaciones base cobalto para cirugía ortopédica, gracias a los trabajos de C. S. Venable y W. G. Stuck. Estas aleaciones se convertirían en las más populares dentro del campo de la ortopedia. En 1938, cirujanos británicos llevan a cabo el primer reemplazo total de cadera, y como consecuencia de los desarrollos generados por la medicina durante la Segunda Guerra Mundial se introducen nuevas técnicas ortopédicas y quirúrgicas [4]. El primer plástico empleado como biomaterial fue el polimetilmetacrilato de metilo (PMMA) o acrílico, que se introdujo en cirugía dental en 1937. A partir de estudios llevados a cabo durante la Segunda Guerra Mundial, se determinó que, implantado en el cuerpo, sólo producía una leve reacción adversa. Finalizada ésta se experimentó con tela de paracaídas (Vinyon N) como prótesis vasculares. En 1943, P. H. Harmon experimentó con copas de acrílico para reemplazo de la articulación de cadera, y tres años más tarde los hermanos Judet introducen una cadera de acrílico. Ésta, poco tiempo después, demuestra ser muy débil, con lo que se concluye que debe realizarse un

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esfuerzo para estudiar y mejorar las aleaciones metálicas como candidatas para futuras prótesis [5]. A principios de la década del 50, se desarrollan las aleaciones base titanio, las que aún siguen empleándose con éxito en implantes. En esa misma década, las caderas de acero inoxidable comienzan a ser implantadas en forma regular. En 1959 se produce un hito que pasará a ser el más importante dentro de la historia de los implantes de cadera. El cirujano ortopedista inglés Sir John Charnley comienza un estudio sistemático de reemplazos totales de cadera con bajo coeficiente de fricción, siendo el primero en introducir al polímero Teflón como integrante del reemplazo de cadera y al polimetilmetacrilato como cemento para huesos. Posteriormente estos cementos son refinados a efectos de producir una adhesión a más largo plazo. En la década del 70 comienza el uso de materiales porosos para asegurar el crecimiento del hueso alrededor del implante y en la siguiente década se mejoran sustancialmente tanto los materiales como las técnicas quirúrgicas. En 1984, el cirujano William Harris, en colaboración con el MIT (Massachusetts Institute of Technology) desarrolla el equipamiento necesario para medir in vivo (en el cuerpo de un ser vivo) la presión real a la que es sometida una cadera funcional y finalmente, en ese mismo año, se introduce el sistema modular de reemplazo de cadera, que consistía en una prótesis formada por varias partes cambiables. A pesar del extendido uso en medicina de estos materiales, el término biomateriales aún no había sido empleado “oficialmente”. Es probable que el campo que se denomina biomateriales se solidificara a partir de los simposios llevados a cabo en la Universidad de Clemson (Carolina del Sur, EE.UU.) a partir de 1969 [6]. El éxito científico de estos simposios llevó a la formación de la Sociedad de Biomateriales de los Estados Unidos de América, quien llevó a cabo su primera reunión en 1975, donde asistieron 382 participantes de 15 países: se disponía ya de investigadores e ingenieros que diseñaban materiales con un criterio específico, y científicos que exploraban la naturaleza de la biocompatibilidad (cuya definición se dará más adelante). En la actualidad existen grupos académicos enteros dedicados a los biomateriales, muchos programas de estudios de biomateriales en diversas universidades, e institutos de investigación que se consagraron a la educación y a la exploración en ciencia e ingeniería de los biomateriales. Paralelamente a la investigación y al esfuerzo educativo, se han desarrollado cientos de compañías que utilizan biomateriales para fabricar dispositivos biomédicos. Finalmente, es de destacar que recién a partir de 1990 comienza la publicación de libros de texto sobre la ciencia de los biomateriales.

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¿Qué es un biomaterial? Se han propuesto muchas definiciones para el término biomaterial, tal vez tantas como libros de texto sobre el tema hayan sido publicados. Por lo tanto, no existe una única definición obtenida por el acuerdo entre los expertos en el campo. Sin embargo, las siguientes definiciones darán una idea general de las cosas que abarca este campo: a) Biomaterial es un material no vivo usado en un dispositivo médico, pensado para interactuar recíprocamente con sistemas biológicos [7]. b) Biomaterial es cualquier sustancia o combinación de sustancias de origen natural o artificial, que puede ser usada durante cierto tiempo como un todo o como parte de un sistema que permite tratar, aumentar o reemplazar algún tejido, órgano o función del cuerpo humano [8]. c) Biomaterial es un material sintético empleado para reemplazar parte de un sistema vivo o que está en íntimo contacto con fluidos biológicos [9]. Una definición complementaria, esencial para entender el objetivo de la ciencia de los biomateriales, es la biocompatibilidad, que se define como la habilidad de un material para llevar a cabo una aplicación específica con una adecuada respuesta del huésped (paciente). Esto implica la aceptación del dispositivo artificial por parte del cuerpo y que: a) b) c) d)

no irrite a los tejidos circundantes, no provoque una respuesta inflamatoria, no produzca reacciones alérgicas, no tenga efectos carcinogenéticos, o sea, que no produzca cáncer.

Los biomateriales son empleados en distintos contextos y cada uno de ellos asociado a algún tipo de aplicación particular. Veamos algunas posibilidades: e)

Para reemplazo de partes dañadas, enfermas o faltantes: máquina para diálisis renal, reemplazo de la articulación de la cadera, implantes y prótesis dentales, etc. f) Para asistir en cicatrizaciones y curaciones: suturas quirúrgicas, placas y tornillos para fijación de fracturas óseas, etc. g) Para mejorar funciones: marcapasos cardíaco, lentes de contacto, etc. h) En correcciones estéticas: modificación de labios, pechos, barbilla, etc.

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i) j)

Como ayuda para diagnósticos y tratamientos: catéteres, electrodos específicos, drenajes, etc. En la tabla 1.1 se muestran algunas aplicaciones de biomateriales sintéticos y naturales, asociados con alguna aplicación particular. Tabla 1.1. Algunas aplicaciones en medicina y odontología de biomateriales sintéticos y naturales modificados.

Aplicación Sistema óseo Reemplazo de articulaciones

Material frecuentemente empleado

Aleaciones de titanio, acero inoxidable, polietileno Placas para la fijación de fracturas Acero inoxidable, aleación cobalto-cromo Cemento para huesos Polimetilmetacrilato Reparación de defectos óseos Hidroxiapatita Ligamentos y tendones artificiales Teflón, Dacrón Implantes dentales Titanio, alúmina, fosfato de calcio Sistema cardiovascular Prótesis vasculares Dacrón, Teflón, poliuretano Válvulas de corazón Tejido reprocesado, acero inoxidable, Dacrón Catéter Goma de silicona, Teflón, poliuretano Órganos Poliuretano Corazón artificial Materiales compuestos de siliPlacas para reparación de la piel cona-colágeno Riñón artificial (hemodiálisis) Celulosa, poliacrilonitrilo Respiradores artificiales Goma de silicona Sentidos Polimetilmetacrilato, goma de Lentes intraoculares siliconas Lentes de contacto Silicona-acrilato, hidrogeles

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Aplicaciones de los biomateriales La razón primaria del empleo de biomateriales se encuentra en que reemplazan físicamente a un tejido blando o duro que ha sido dañado o destruido a través de un proceso patológico (enfermedad) o accidental. Aunque los tejidos y las estructuras del cuerpo humano llevan a cabo correctamente su función durante un largo período de tiempo, pueden sufrir una amplia variedad de procesos degradativos que incluyen fracturas, infecciones, cáncer, etc., y que causan desfiguraciones y/o pérdidas de la función. Bajo tales circunstancias, puede ser posible remover el tejido dañado y reemplazarlo o corregirlo por medio de un adecuado biomaterial. En la figura 1.1 se muestran distintas aplicaciones de los biomateriales en la fabricación de dispositivos biomédicos para el cuerpo humano.

Figura 1.1. Aplicación de biomateriales en la reparación o reemplazo de diversas partes del cuerpo humano.

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A continuación se hará una breve mención de algunas de las aplicaciones más frecuentes de los biomateriales en el campo de la ortopedia, la cirugía cardiovascular, la oftalmología, la odontología, la cicatrización y reparación de heridas y fracturas y en sistemas de distribución de medicamentos en el organismo.

Ortopedia Una de las más prominentes áreas de los biomateriales es su aplicación en implantes ortopédicos [10]. Existen enfermedades que afectan la estructura de las articulaciones tales como cadera, rodilla, hombro, codo, etc., que originan dolor y eventualmente inmovilidad. Con el advenimiento de la anestesia, antisépticos y antibióticos, ha sido posible el reemplazo total de dichas articulaciones y la recuperación de los pacientes, tanto en lo concerniente a la pérdida del dolor como a la recuperación de la movilidad, que es prácticamente total. En particular, la articulación de la cadera humana está sujeta a altas tensiones mecánicas y sufre un desgaste considerable y no es sorprendente que luego de estar sometida a 50 o más años de tensiones mecánicas cíclicas, o debido a una enfermedad degenerativa o reumatológica, las caderas se enferman, la articulación natural se desgasta y se produce una considerable pérdida de movilidad del paciente y, a menudo, el confinamiento a una silla de ruedas. Las articulaciones artificiales de cadera (figuras 1.2, 1.3a y 1.3b) son fabricadas en titanio, acero inoxidable, aleaciones cobalto-cromo, cerámicas, materiales compuestos y polietileno de ultra alto peso molecular. En los EE.UU. se reemplazan articulaciones de cadera en más de 90 mil pacientes cada año [4]. Para algunos tipos de articulaciones y con adecuados procedimientos quirúrgicos, la función ambulatoria se restaura pocos días después de la cirugía. Para otros tipos, se requiere un período durante el cual se forma una unión entre el implante y el hueso, antes de que la articulación pueda soportar el peso total del cuerpo. En la mayoría de los casos, se obtiene un éxito en la articulación artificial, permitiendo incluso las actividades deportivas (aunque generalmente no se aconsejan). Después de 10 a 15 años, el implante se puede aflojar y debe llevarse a cabo otra operación de reemplazo.

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Figura 1.2. Esquema de una prótesis total de cadera.

(a)

(b) Figura 1.3. (a) Prótesis de cadera mostrando cada uno de sus componentes. (b) Prótesis de cadera armada. (Gentileza: Imeco S.A.; fotografía: E. A. Arva).

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En forma análoga, también se han desarrollado prótesis para el reemplazo completo de la articulación rotuliana (rodilla), fabricadas en diversos materiales: acero inoxidable, polietileno de ultra alto peso molecular, etc. (figuras 1.4a y 1.4b).

(a)

(b) Figura 1.4. (a) Prótesis de rodilla mostrando cada uno de sus componentes. (b) Prótesis de rodilla armada. (Gentileza: Imeco S.A.; fotografía: E. A. Arva).

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Aplicaciones cardiovasculares En el sistema cardiovascular, es decir, el corazón y los conductos que permiten circular la sangre por todo el cuerpo, pueden generarse problemas con las válvulas del corazón y las arterias; problemas que pueden subsanarse con el adecuado empleo de biomateriales [10]. Las válvulas del corazón sufren cambios estructurales que le impiden abrirse o cerrarse totalmente, y que pueden ser resueltos a través del reemplazo por una amplia variedad de sustitutos (figura 1.5). En la mayoría de los casos después de que una válvula ha sido implantada, la función cardíaca se restaura a su estado normal y los pacientes muestran una rápida mejora. A pesar del éxito global observado con los reemplazos de válvulas de corazón, aún existen problemas con los diferentes diseños de válvulas y que incluyen la degeneración de tejidos, el fracaso mecánico, la infección posoperatoria y la inducción a la formación de coágulos de sangre. Al igual que con los implantes ortopédicos, para esta aplicación se emplea una gran cantidad de biomateriales metálicos, cerámicos y poliméricos.

Figura 1.5. Válvula cardíaca artificial (Omniscience, EE.UU.) con disco de carbono pirolítico y armazón de titanio [11].

También es frecuente que las arterias –en particular las coronarias– se bloqueen por la presencia de depósito de grasas (aterosclerosis), en cuyo caso, tales sectores pueden reemplazarse con arterias artificiales o ensanchar su diámetro con un dispositivo denominado stent.

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A su vez, para aquellas enfermedades que implican una modificación en el ritmo cardíaco, la medicina ha dado la respuesta a este problema por medio de los marcapasos. Los marcapasos son dispositivos eléctricos que hacen latir el corazón a base de descargar impulsos eléctricos que reemplazan al propio sistema de control del corazón y garantizan un latido sincronizado y suficiente (figura 1.6). Pueden ser transitorios o definitivos. De cualquier modo, cuando el corazón late normalmente, se quedan automáticamente en reposo. En general, consiste en un dispositivo que se implanta debajo de la piel y del cual salen unos contactos flexibles que se hacen llegar hasta la aurícula derecha por una vena grande bajo la piel. El dispositivo incluye una batería que dura más de 10 años. Hay marcapasos de muchos tipos, incluyendo algunos muy especializados para tratar tipos específicos de arritmias resistentes a medicación. Los marcapasos están fabricados con una amplia variedad de materiales plásticos y con contactos eléctricos metálicos.

Figura 1.6. Marcapasos y sus correspondientes electrodos para el sensado y estimulación cardíaca. (Gentileza Medtronic, Inc.).

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Oftalmología Los tejidos oculares pueden sufrir diversas enfermedades que conducen a una reducción en la visión y eventualmente a la ceguera. Por ejemplo, las cataratas causan una visión nubosa [4]. Para resolver dichos problemas, se utilizan las lentes intraoculares (IOL= intraocular lens) que se fabrican en polimetilmetacrilato, elastómeros de silicona u otros materiales (figura 1.7). A los 75 años, aproximadamente, más del 50% de la población padece cataratas lo suficientemente severas como para requerir implantes de IOL. Esto se traduce en más de 1,4 millones de implantes oculares en los Estados Unidos cada año y el doble de ese número en todo el mundo. Generalmente, la visión correcta se reestablece casi inmediatamente después del implante y los éxitos que se logran con este dispositivo son muy altos. El procedimiento de implantación de IOL es muy sencillo y se lleva a cabo casi siempre sobre pacientes ambulatorios.

Figura 1.7. Lente de contacto intraocular de siliconas con asas de poliamida [12].

Aplicaciones dentales Dentro de la boca, tanto los dientes como los tejidos que los sostienen pueden deteriorarse a causa de enfermedades bacterianas o simplemente como consecuencia del paso del tiempo. Las caries dentales, la 19

desmineralización y la disolución de los dientes asociadas con la actividad metabólica de la placa dental (película viscosa que adhiere las bacterias a la superficie de los dientes) pueden ocasionar la pérdida parcial o total de la dentadura [10]. Los biomateriales permiten - a través del empleo de prótesis dentales, fabricadas con diversos cerámicos, polímeros y aleaciones metálicas (figura 1.8); de llenados directos con amalgamas (aleaciones de mercurio con determinados metales); de implantes dentales fabricados con titanio (figura 1.9) y de aparatos de ortodoncia construidos con acero inoxidable - restablecer adecuadamente la función masticatoria, ya sea a través de reparaciones o del reemplazo total de las piezas dentarias perdidas.

Figura 1.8. Prótesis dentales no permanentes fabricadas con metal, polímero y cerámica (Fotografía: E. A. Arva).

Figura 1.9. Implantes dentales de titanio comercialmente puro (Fotografía: E. A. Arva).

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Cicatrización de heridas y reparación de fracturas Una de las aplicaciones más antiguas de los biomateriales está relacionada con su empleo en la sutura y cierre de heridas [10]. Los antiguos egipcios (aproximadamente 2000 a.C.) ya empleaban hilos de lino para suturas, y en la actualidad, los materiales para suturas incluyen polímeros (el material más empleado para suturas) y algunos metales (acero inoxidable y tantalio). Dentro de los dispositivos empleados para la reparación de fracturas, cabe incluir placas óseas (figura 1.10), tornillos, barras, alambres, etc. Aunque se han investigado para estos usos materiales no metálicos (placas óseas de fibras de carbono), la mayoría de los elementos de fijación óseos están fabricados en metales, especialmente de aceros inoxidables.

Figura 1.10. Placa de fijación de fracturas con tornillos de sujeción de distintos tamaños. (Gentileza: Imeco S.A.; fotografía: E. A. Arva).

Sistemas para la distribución de medicamentos Una de las áreas de mayor crecimiento en las aplicaciones de implantes es para la distribución en el organismo de medicamentos que tienen un destino específico. Se ha desarrollado gran cantidad de dispositivos que se implantan en el cuerpo, de forma de reservorios de medicamentos que posteriormente son liberados al organismo en forma controlada. En la mayoría de los casos se emplean tipos especiales de polímeros [9] tales como el polióxido de etileno y poliácido L-láctico, que tienen la particularidad de disolverse en el organismo a la temperatura corporal. 21

Características de la ciencia de los biomateriales La ciencia de los biomateriales es una ciencia interdisciplinaria, ya que reúne a investigadores con diversas bases académicas tales como médicos, odontólogos, químicos, físicos, ingenieros, veterinarios, etc. Se involucran varias disciplinas por tratarse de un proceso complejo que comprende desde la identificación de la necesidad de un biomaterial o dispositivo hasta su fabricación, venta e implantación [4]. La ciencia de los biomateriales involucra una enorme cantidad de dispositivos cuyas necesidades son diferentes y esto genera grandes beneficios comerciales. Por ejemplo, las lentes de contacto ofrecen una mejor visión y en algunos casos proporcionan un perfeccionamiento estético. Las articulaciones de cadera ofrecen movilidad a un paciente que, de otra manera, estaría confinado a una cama o a una silla de ruedas. Las válvulas del corazón ofrecen vida. Mientras que en el mundo se venden aproximadamente 20 millones de lentes de contacto a u$s100 cada una, se reemplazan anualmente 500 mil articulaciones de cadera y 100 mil válvulas del corazón, cuyos costos están comprendidos entre u$s500 y 4.000 cada una. Un biomaterial no debe ser tóxico, a menos que se lo diseñe específicamente para tales requisitos (como, por ejemplo, una "bomba inteligente", que es un sistema de descarga de medicamentos específicos que buscan células cancerígenas y las destruye). La regla general indica que hay que exigirle a un biomaterial que no desprenda nada de su masa a menos que se lo diseñe específicamente para que sí lo haga. Éste es el caso de las cápsulas plásticas que incluyen en su interior medicamentos, y que una vez introducidos en el organismo deben disolverse para poder liberarlos. A su vez, cuando se introduce en el cuerpo un material extraño, se pone en funcionamiento un proceso especial denominado "reacción de cuerpo extraño", que luego conduce a la recuperación del tejido y cuya intensidad y duración dependerá del sitio anatómico involucrado. Una comprensión de cómo un objeto extraño altera la secuencia de esta reacción de recuperación es una preocupación importante en el diseño de biomateriales. La consideración del sitio anatómico donde estará localizado un implante implica desafíos para el diseñador del dispositivo biomédico, ya que se tendrán requerimientos particulares en cuanto a las propiedades del material a utilizar. Por ejemplo, en cuanto a las propiedades mecánicas, dependerá del tipo de dispositivo a fabricar. Una prótesis de cadera debe ser fuerte y rígida; un material para reemplazar un tendón debe ser fuerte y flexible; una válvula de corazón debe ser flexible y dura; una membrana

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de diálisis debe ser fuerte y flexible; un reemplazo de cartílago de articulaciones debe ser suave y elastomérico (estos materiales presentan alta elasticidad y se puede deformar mucho antes de que se rompa, como por ejemplo, una banda elástica). En cuanto a la durabilidad, un catéter sólo debe durar 3 días, una placa de fijación de huesos debe cumplir su función durante 6 meses o más; una válvula del corazón debe flexionar 80 veces por minuto sin romperse durante toda la vida del paciente (se espera que sea durante 10 años o más); una articulación de cadera no debe fallar bajo cargas pesadas durante más de 10 años. Finalmente, en cuanto a lo relacionado con las propiedades en volumen, una membrana de diálisis debe tener una permeabilidad específica; la copa acetabular de la articulación de cadera debe tener lubricidad, y las lentes intraoculares deben tener una claridad y requisitos de refracción específicos. Para reunir todas estas características, se debe recurrir a las bases de la ciencia de materiales, la química, la física, etc. Al mismo tiempo que se ha llevado a cabo un gran esfuerzo para investigar cómo funcionan los biomateriales y cómo perfeccionarlos, muchos de ellos surgieron como resultado de una considerable experiencia acumulada, pruebas y errores, suposiciones inspiradas, y a veces azar. Actualmente se dispone de una variedad de materiales que realizan satisfactoriamente las funciones biológicas en el cuerpo y los médicos pueden usarlos con razonable confianza, y la función en los pacientes es aceptable. De existir, las complicaciones generadas por los dispositivos biomédicos son menores que las complicaciones de las enfermedades originales. Las compañías de biomateriales obtienen grandes ganancias comercializando estos dispositivos, pero previamente han debido hacer grandes inversiones en la fabricación, control de calidad, comprobación clínica, regulaciones y distribución de los dispositivos médicos. Muchas compañías apoyan laboratorios de investigación básica y contribuyen de esa manera a desarrollos importantes en la ciencia de los biomateriales, que posteriormente se traducirán en mejoras para los pacientes (y, en forma concomitante, en incrementos en sus ganancias). Finalmente, hay que llevar a cabo consideraciones del tipo ético, como, por ejemplo, si está justificado el uso de animales en la experimentación; cómo se deben conducir las investigaciones sobre seres humanos y cómo puede ser balanceada la necesidad de un paciente con los objetivos comerciales de las compañías proveedoras, entre otras. El consumidor (el paciente, en este caso) demanda dispositivos médicos seguros. Para prevenir los dispositivos inadecuadamente probados, existe en los Estados Unidos de América un complejo sistema de control

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erigido por la Food and Drug Administration (www.fda.org) que en la Argentina tiene su equivalente en la Administración Nacional de Medicamentos, Alimentos y Tecnología Médica (www.anmat.gov.ar). Además, a través de la Organización de Normas Internacionales (www.iso.org) también se han desarrollado normas reguladoras para la comunidad mundial. Hasta aquí, se ha planteado una introducción que ha pretendido ser una presentación del mundo de la ciencia de los biomateriales, para proveer al lector de un punto de partida amplio e ilustrativo. En los siguientes capítulos se hará una breve revisión de las propiedades de los materiales, cuyo conocimiento permite seleccionar los más adecuados para el cumplimiento de una tarea específica; una descripción de cada uno de los distintos tipos de materiales que se emplean para su uso biológico; y finalmente se llevará a cabo un breve comentario final sobre el presente y futuro de este campo de la ciencia.

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2. Propiedades de los materiales

Las diversas propiedades de superficie y de volumen de un biomaterial tienen influencia directa sobre su relación con el tejido vivo. Es por ese motivo que dichas propiedades deben ser conocidas previamente a cualquier aplicación que se les dé a tales materiales, como así también debe conocerse cualquier posible cambio que puedan sufrir los mismos a lo largo del tiempo una vez que estén in vivo (dentro del cuerpo del paciente). La información relacionada con las propiedades básicas de los biomateriales se puede encontrar en diversos manuales y tablas; sin embargo, esta información debe ser evaluada en el contexto del uso biomédico que se le va a dar, puesto que el empleo de tales materiales y la respuesta que a éstos le dará el organismo vivo dependerá fuertemente de su aplicación específica. Así, por ejemplo, los usos cardiovasculares diferirán de los ortopédicos y de los oftálmicos. A continuación se hará mención a las propiedades básicas que deben conocerse de los biomateriales, de cómo éstas son determinadas experimentalmente y de cómo ellas determinan la factibilidad del uso de determinado material.

Introducción al estado sólido Los sólidos se diferencian de otros estados de la materia (líquido y gaseoso) por el hecho de que sus átomos se mantienen unidos entre sí por fuerzas interatómicas fuertes (enlaces). Como consecuencia de ello, casi todas las propiedades de un sólido dependerán de la naturaleza y fuerza de estos enlaces interatómicos. Un enlace es la unión entre los átomos de un compuesto. Esta unión se produce como consecuencia de la estructura electrónica de los mismos. En efecto, la actividad química de los elementos radica en su tendencia a adquirir, mediante su unión con otros átomos, la configuración de un gas noble (ocho electrones en la capa más externa, salvo el helio, que sólo tiene dos), que es extremadamente estable.

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Generalmente, se consideran tres tipos principales de enlaces químicos: iónico, covalente y metálico [13, 14]. Aunque dichos enlaces tienen propiedades bien definidas, la clasificación no es rigurosa ya que existe una transición gradual de uno a otro que permite considerar tipos de enlace intermedios. Por ejemplo, la sal común está formada por un no metal, el cloro, y un metal alcalino, el sodio. En estado puro, ambos son extremadamente peligrosos para el hombre; sin embargo, juntos forman una sustancia que es inocua en pequeñas cantidades. Se dice, por tanto, que han formado un nuevo compuesto químico, el cloruro de sodio, sustancia muy diferente de los elementos que la componen. Muchas de las sustancias que conocemos están formadas por uniones de distintos elementos.

Tipos de enlace químico En el enlace iónico, un átomo dador de electrones transfiere uno o más electrones a un átomo aceptor de electrones y con ello se logra la atracción electrostática (análoga, por ejemplo, a la atracción que un imán ejerce sobre el hierro) entre partículas con cargas eléctricas de signo contrario: los cationes, con carga positiva, y los aniones, con carga negativa. Este tipo de enlace se establece entre átomos de elementos electropositivos (elementos que tienen tendencia a portar una carga positiva, ubicados a la izquierda en la tabla periódica) con elementos electronegativos (elementos con tendencia a portar carga negativa, ubicados a la derecha en la tabla periódica). Esta atracción entre aniones y cationes es lo que genera el enlace iónico. Las configuraciones electrónicas de los átomos involucrados después del proceso de ionización (es decir, la formación de partículas con carga eléctrica denominados iones) son muy importantes, ya que los dos han conseguido la configuración externa correspondiente a los gases nobles, ganando los átomos en estabilidad. Los sólidos iónicos están compuestos por muchos iones, que se disponen en el espacio de forma tal que cada catión está rodeado por la mayor cantidad posible de aniones a efectos de evitar las repulsiones con otros aniones. Este empaquetamiento genera un alto ordenamiento denominado estructura cristalina. En el caso particular del cloruro de sodio (NaCl, sal de cocina) se produce una red cúbica en la que en los vértices del paralelepípedo (similar a una caja) se alternan iones Cl- y Na+. De esta forma, cada ión Cl- queda rodeado de seis iones Na+, y recíprocamente (figura 2.1). La mayoría de los sólidos iónicos son muy poco conductores de la electricidad, a menos que se los funda y lleve al estado líquido.

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Figura 2.1. Estructura cristalina del cloruro de sodio donde se observa que cada ión está rodeado de iones de carga opuesta.

En el enlace covalente no existe atracción electrostática, como en el caso anterior. Aquí la situación es totalmente diferente, pues en este caso los dos átomos comparten los electrones ubicados en su capa más externa (denominados electrones de valencia). Así, uno de los átomos se acerca al otro ofreciéndole el electrón de su capa más externa, y el otro átomo, al estar en esta circunstancia, también se acerca y ofrece el electrón más externo de su capa electrónica. Así se encuentran ambos átomos y tanto el electrón de uno como el del otro interactúan entre sí, y se da una unión muy fuerte. Esto ocurre particularmente para los elementos que tienen la misma tendencia a ceder o a recibir electrones (por ejemplo, carbono y silicio). Al igual que los sólidos iónicos, la localización de los electrones de valencia hace que los compuestos con enlaces covalentes sean pobres conductores eléctricos. El enlace metálico se realiza entre elementos metálicos que de esta manera forman redes cristalinas con elevado ordenamiento. En el enlace metálico, los electrones se desplazan alrededor de muchos átomos. Intuitivamente, la red cristalina metálica puede considerarse formada por una serie de átomos localizados en posiciones fijas, alrededor de los cuales los electrones libres forman una nube que mantiene unido al conjunto. La presencia de esa nube electrónica genera una alta conductividad térmica y eléctrica, como así mismo le provee el brillo característico a los metales.

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Tipos de materiales Metales Los metales fueron los primeros materiales que revolucionaron el modo de vida de la humanidad, acompañándola, virtualmente, desde el inicio de su existencia [15, 16]. Salvo algunas excepciones, como lo son los metales preciosos (platino, oro, plata, etc.), los metales rara vez se encuentran en la naturaleza en forma pura, por lo que tuvieron que desarrollarse métodos para obtenerlos puros. Esta importancia radica en que los metales resultan insustituibles en muchas aplicaciones debido a sus particulares propiedades mecánicas y electrónicas. Los metales, en su estado natural, son relativamente blandos; es decir, muy fáciles de deformar. Sin embargo, por medio de diversos tratamientos puede conseguirse que aumenten su dureza. También pueden fabricarse aleaciones, que son mezclas de distintos metales y que originan materiales más duros que sus componentes originales. La mayoría de los metales y aleaciones metálicas tienen a sus átomos distribuidos según alguna de las estructuras cristalográficas de las mostradas en la figura 2.2, y que se denominan cúbica centrada en las caras (fcc: face-centered cubic), cúbica centrada en el cuerpo (bcc: bodycentered cubic) y hexagonal compacta (hcp: hexagonal closed-packed).

Figura 2.2. Diferentes estructuras cristalográficas de los metales. (a) Cúbica centrada en las caras (fcc); (b) cúbica centrada en el cuerpo (bcc) y (c) hexagonal compacta (hcp).

A su vez, los metales están formados por una gran cantidad de cristales (o granos) que pueden ser observados al microscopio óptico luego de atacar a los metales con reactivos químicos determinados mediante un

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proceso denominado metalografía (figura 2.3a); o mediante la fractura de dichos materiales bajo determinadas condiciones, y su posterior observación al microscopio electrónico de barrido (figura 2.3b). En el primer caso, lo que se observa es la raza de los límites de granos, mientras que en el segundo se observan los granos directamente.

(a)

(b)

Figura 2.3. (a) Metalografía de un acero inoxidable donde se aprecian los límites de grano de la aleación. (b) Imagen por microscopía electrónica de barrido de titanio comercialmente puro mostrando los granos que forman el material.

Las aleaciones metálicas se usan sistemáticamente para fabricar elementos estructurales (que deben soportar cargas). Sin embargo, es conveniente destacar que, en términos generales, si se tiene en cuenta que más de las tres cuartas partes de los elementos químicos son metales, el número de materiales metálicos que se utilizan en la fabricación de dispositivos biomédicos es muy limitado. El primer requisito para su utilización en implantes es que deben ser tolerados por el organismo (biocompatibles), por lo que es muy importante la cantidad de metal que puedan liberar a los tejidos vivos [13, 17-19]. Otro requisito también imprescindible es que tengan una buena resistencia a la corrosión (degradación de un material por el medio que lo rodea). La corrosión es un problema general de los metales, más aún si están inmersos en un medio tan hostil como es el organismo humano, y a temperaturas del orden de 37ºC. Algunos metales escapan a este problema, como son los preciosos (platino y oro). Otros, al formar una capa de óxido protectora sobre su superficie, lo pasivan y protegen del proceso corrosivo, tal como ocurre con el titanio y los aceros inoxidables. Los metales (o sus aleaciones) se utilizan con éxito en diver29

sos implantes, como, por ejemplo, en prótesis de cadera, donde se utilizan acero inoxidable, aleaciones cobalto-cromo y titanio-aluminio-vanadio, que, pese a los problemas que puedan originar, actualmente no existe material que los pueda sustituir. Cerámicas Cronológicamente, las cerámicas aparecieron después que los metales y, debido a que nunca existió un período específico en el que fuera el material más relevante, su importancia no quedó plasmada en una Edad de la Cerámica equivalente a la Edad del Hierro o Edad del Bronce, tal como ocurrió con los metales [15, 16]. La fabricación de ladrillos permitió la construcción de casas que resistían las inclemencias del tiempo, y los recipientes de barro cocido permitieron el almacenamiento de agua y alimentos. Hoy en día, existen muchos tipos de cerámicas que se destacan debido a su gran variedad de propiedades. Las cerámicas son los materiales más duros que existen, pero por eso mismo no soportan los golpes y se quiebran con mucha facilidad. Existen aplicaciones donde la resistencia a la deformación es fundamental; por ejemplo, en una escultura, cuya forma tiene valor artístico y no puede permitirse que la pierda. Por lo tanto, no es de extrañarse que estas obras casi siempre sean de cerámica, aunque haya que pagar el precio de tener cuidados especiales con ellas puesto que, como es harto sabido, si llegan a caerse se destruirán por completo. Otra característica de las cerámicas es que resisten muy bien las altas temperaturas: a temperaturas para las cuales otros materiales ya se encuentran en estado líquido, las cerámicas siguen siendo sólidas e incluso, en algunos casos, su dureza aumenta. Las cerámicas, al no ser reciclables, incrementan sus costos de fabricación. La gran mayoría de las cerámicas es mala conductora de la electricidad y muchas aplicaciones tecnológicas se derivan de esta propiedad: es común ver piezas de cerámica utilizadas como aislantes eléctricos en las líneas de transmisión urbanas. De los biomateriales cerámicos, a primera vista podría pensarse que su principal ventaja es su baja reactividad química por su carácter casi inerte, y que conduce a una buena biocompatibilidad. Pero no todas las biocerámicas son inertes y, de hecho, muchos materiales cerámicos que se utilizan en cirugía reconstructiva son bioactivos (término al que se volverá con mayor detalle en el siguiente capítulo). Las cerámicas con aplicaciones médicas constituyen un interesante campo de investigación y desarrollo para la fabricación y/o fijación de

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implantes. Las cerámicas se introdujeron como biomaterial en la década del 70 cuando comenzaban a detectarse fracasos en algunos de ellos utilizados hasta ese momento, como eran el acero inoxidable, las aleaciones base cobalto y el acrílico (polimetilmetacrilato). Los fracasos se debían, entre otras razones, a la encapsulación de estos materiales (recubrimiento por un tejido fibroso), lo que hizo dirigir la mirada hacia las cerámicas en un intento de buscar una buena oseointegración. Sin embargo, la fragilidad de las cerámicas restringió en gran medida su campo de aplicación, seleccionándolas únicamente para aplicaciones que no necesitaran elevadas prestaciones mecánicas, a excepción de la alúmina y la zirconia, que se emplearon y emplean en articulaciones de cadera. Las cerámicas permiten recambiar muchas piezas del cuerpo humano, aunque sus aplicaciones hoy en día están centradas en la fabricación de dispositivos que no deban soportar cargas, como es el caso de la cirugía del oído medio, en el relleno de defectos óseos – tanto en cirugía bucal como en cirugía ortopédica – y en el recubrimiento de implantes dentales y articulaciones metálicas; pero su futuro como biomaterial es mucho más ambicioso ya que presentan determinadas propiedades que son difíciles de imitar con otros materiales. Polímeros A diferencia de los metales y las cerámicas, los polímeros hicieron su aparición mucho más recientemente. Los polímeros son materiales orgánicos que se obtienen a partir del petróleo y se caracterizan por su poca resistencia a la temperatura. Cuando se someten a altas temperaturas, los termoplásticos se derriten, mientras que los plásticos termorresistentes se chamuscan o se queman [15, 20]. Los polímeros son mucho más blandos que los metales y, en cuanto a su conductividad térmica, son mejores aislantes que las cerámicas. Tanto sus propiedades de aislamiento eléctrico como de aislamiento térmico están limitadas por su poca resistencia a la temperatura. A bajas temperaturas el mejor aislante será un polímero, pero a altas temperaturas, las cerámicas siempre serán la mejor opción. En todos aquellos casos en que no es necesaria resistencia a altas temperaturas, los polímeros han logrado introducirse en todos los ámbitos, desplazando muchas veces a otros materiales más consolidados. Las bolsas del mercado están hechas de polietileno y dejaron en el olvido a aquellas hechas de fibras naturales. El poliéster, a su vez, compite también con bastante éxito con las fibras naturales en la industria del vestido. Los polímeros más duros han reemplazado a las cerá-

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micas en la fabricación de vasos y platos que no se rompen al caer, y también pueden reemplazar a los metales en la fabricación de tornillos y otros componentes estructurales en máquinas ligeras. Los biomateriales poliméricos, ampliamente utilizados en clínica, deben su éxito a las enormes posibilidades que presentan, tanto en variedad de compuestos como en la posibilidad de fabricarlos de muy distintas formas, con características bien determinadas, y con facilidad de conformarlos en fibras, tejidos, películas o bloques. Pueden ser tanto naturales como sintéticos y, en cualquier caso, se pueden encontrar formulaciones bioestables (con carácter permanente y particularmente útiles para sustituir parcial o totalmente tejidos u órganos lesionados o destruidos) o biodegradables (con carácter temporal, con una funcionalidad adecuada durante un tiempo limitado, el necesario mientras el problema subsista). Existen aplicaciones de polímeros tanto en implantes quirúrgicos, como en membranas protectoras o en sistemas de dosificación de fármacos y tienen particular importancia los cementos óseos acrílicos, que han encontrado importantes campos de aplicación, en particular, en odontología y traumatología, dadas las ventajas que presentan frente a otros cementos, como son su fácil aplicación y su rápida polimerización. Sin embargo, por desgracia presentan desventajas, tales como el calor que se desprende durante la polimerización, que conduce en muchos casos a problemas de toxicidad, y a la contracción que sufre una vez endurecido, lo que origina movilidad de la prótesis fijada. Sin embargo, pese a estos problemas, su utilización hoy por hoy es prácticamente insustituible. Materiales compuestos o composites Un material compuesto es un material que está formado por dos materiales diferentes, combinados de modo tal que se puedan aprovechar las propiedades mecánicas ventajosas de cada uno de ellos [15, 21]. Un ejemplo típico de material compuesto es el plástico reforzado con fibras. Entre éstos el más común es la fibra de vidrio (fiberglass) que está formado por pequeñas fibras de vidrio (glass fibers) encapsuladas por medio de una resina de poliéster. Las fibras de vidrio son muy duras, pero al doblarse se quiebran con facilidad. El poliéster es muy flexible y fácil de deformar. Cuando los dos materiales se combinan, el plástico que sostiene a las fibras evita que éstas se doblen y quiebren, mientras que las fibras no permiten que el conjunto se deforme. De este modo, se consigue un material mucho más resistente a la rotura que cada uno de los materiales que lo

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constituyen. Con fibra de vidrio se fabrican desde carrocerías de automóviles hasta tablas de surf. Otro ejemplo de plástico reforzado con fibras es la fibra de carbono que se utiliza para fabricar bicicletas de carrera o raquetas de tenis, debido a que combina una alta resistencia mecánica con un muy bajo peso. Su aplicación como biomaterial es de reciente data (aproximadamente 30 años), y su utilización está orientada a la fijación de fracturas, cemento óseo, reemplazo de cartílagos, tendones y ligamentos, etc.

Propiedades mecánicas de los materiales Muchos materiales, cuando están en servicio, están sometidos a esfuerzos mecánicos, y en tales condiciones es necesario conocer las características del material para poder diseñar el dispositivo biomédico, de forma tal que los esfuerzos a los que vaya a estar sometido no sean excesivos y que el material se rompa. El conocimiento de las propiedades mecánicas de un material implica el conocer la relación existente entre las fuerzas aplicadas y la deformación resultante. Los materiales se seleccionan para diversas aplicaciones y componentes a partir del conocimiento de las propiedades del material y de las condiciones funcionales requeridas por dicho componente o dispositivo. El primer paso en el proceso de selección requiere del análisis de la aplicación para determinar las características más importantes que debe poseer el material. ¿Debe ser resistente, rígido o dúctil? ¿Estará sometido a la aplicación de una gran fuerza, o a una fuerza súbita intensa, a un gran esfuerzo o a condiciones de abrasión? Una vez determinadas las propiedades requeridas, se selecciona el material apropiado usando datos que se encuentran en manuales y tablas. Sin embargo, se debe saber cómo se obtienen las propiedades listadas en los manuales, saber qué significan y darse cuenta de que resultan de pruebas ideales que pueden no aplicarse con exactitud a casos reales. En esta sección se analizarán las distintas propiedades mecánicas de un material que deben conocerse previamente a su selección para la fabricación de un determinado dispositivo. Los requerimientos mecánicos son cada una de las fuerzas mecánicas de origen exterior al material y que actúan sobre él y que pueden conducir a la destrucción parcial o total del dispositivo con el que está fabricado. Los requerimientos mecánicos primarios son los que corresponden a fuerzas de compresión, tracción, cortadura, flexión y torsión.

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Las fuerzas de compresión son las que, aplicadas sobre el eje longitudinal del material, tienden a acercar los extremos (figura 2.4). Como consecuencia de ello, se produce una disminución en la longitud de la pieza y un incremento de área sobre la sección transversal. La resistencia a la compresión de un material es la máxima tensión de compresión que puede soportar dicho material sin que se produzca su rotura.

Figura 2.4. Material sometido a fuerzas de compresión donde se comparan su forma inicial (en blanco) con su forma final (en gris). Las flechas muestran la dirección de la aplicación de las fuerzas. Las fuerzas de tracción son las que, aplicadas sobre el eje longitudinal del material, tienden a separar sus extremos (figura 2.5). Como resultado de estas fuerzas, la pieza incrementa su longitud y se produce una disminución en su sección transversal. La resistencia a la tracción de un material está relacionada con la máxima tensión de tracción que soporta sin que se produzca su rotura.

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Figura 2.5. Material sometido a fuerzas de tracción donde se comparan su forma inicial (en blanco) con su forma final (en gris). Las flechas muestran la dirección de la aplicación de las fuerzas.

Las fuerzas de cortadura (también denominadas de cizalladura) son las cargas que actúan sobre una pieza y que le provocan un deslizamiento tangencial de dos partes en contacto en una sección plana (figura 2.6). La resistencia a la cortadura de un material es la máxima tensión de cortadura que puede soportar un material sin que se rompa.

Figura 2.6. Material sometido a esfuerzos de corte donde se comparan el estado inicial (a la izquierda) con el final (a la derecha). Las flechas muestran la dirección de la aplicación de las fuerzas.

Las fuerzas de flexión son las que se aplican transversalmente al eje longitudinal de la pieza y que provocan sobre ella una deformación por giro de las secciones paralelas a la fuerza actuante (figura 2.7). Las fibras de la cara que soporta la fuerza se acortan (comprimen) mientras que las 35

fibras de la cara opuesta se alargan. La resistencia a la flexión de un material es la máxima tensión de flexión que puede soportar sin que se rompa.

Figura 2.7. Material sometido a esfuerzos de flexión, donde la flecha indica la dirección de la aplicación de la fuerza sobre el material, que se encuentra apoyado en sus extremos. La situación inicial se muestra en gris y la final en blanco.

Finalmente, las fuerzas de torsión son un par de fuerzas opuestas que tienden a hacer girar a un material sobre su eje longitudinal (figura 2.8). La resistencia a la torsión está dada por la máxima fuerza de torsión que soporta un material sin que se produzca su rotura.

Figura 2.8. Material sometido a esfuerzos de torsión, donde las flechas indican la dirección de la aplicación de las fuerzas sobre un material que se encuentra adherido firmemente a la base donde está apoyado.

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Ensayos de tracción. Conceptos de tensión y deformación Es poco probable que sobre un dispositivo biomédico actúe únicamente una de las diferentes fuerzas que se mencionaron anteriormente, siendo frecuente que en forma simultánea actúe una combinación de dos o más de ellas. Sin embargo, para llevar a cabo una comparación entre las propiedades mecánicas de varios materiales, es usual que se analice el comportamiento de los mismos frente a fuerzas de tracción [22, 23]. El experimento básico para determinar las propiedades mecánicas de un material es el denominado ensayo de tracción. Este ensayo consiste en deformar la muestra ensayada (denominada probeta) hasta la rotura incrementando gradualmente la tensión que se le aplica uniaxialmente (en una sola dirección) a lo largo del eje longitudinal de la muestra. Las muestras normalmente tienen sección transversal circular, como la mostrada en la figura 2.9a, aunque también suelen emplearse probetas de sección rectangular. La muestra se sostiene a la máquina de tracción por sus extremos a través de mordazas o soportes, que a su vez la someten a deformación a velocidad constante a través de un sistema de palancas, mecánico o hidráulico (figura 2.10). La máquina mide simultáneamente la fuerza aplicada (por medio de un dispositivo denominado celda de carga o strain-gauge) y la deformación resultante (por medio de un extensómetro). Estos ensayos de tracción duran generalmente unos pocos minutos y es un ensayo del tipo destructivo ya que la muestra es deformada hasta su rotura, tal como se muestra en la figura 2.9b.

Figura 2.9. (a) Probeta de sección circular para ensayos mecánicos. (b) Probeta luego del ensayo donde se puede observar la fractura y que se ha incrementado su longitud total.

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Figura 2.10. Esquema de una máquina para ensayos de tracción uniaxial donde se muestran sus componentes principales.

Existen dos parámetros fundamentales asociados con el comportamiento de los materiales sometidos a fuerzas mecánicas y que deben ser definidos con claridad [25]. Ellos son la tensión y la deformación. La figura 2.11a muestra una varilla de sección transversal uniforme de superficie Al y longitud L1. Si actúa una fuerza F longitudinalmente sobre la varilla, ésta se estirará hasta una longitud L2 y la superficie de la sección transversal se reducirá a A2, como se muestra en la figura 2.11b. La tensión es una medida de la fuerza que actúa por unidad de superficie en la sección transversal. Esto es:

Tensión ( σ ) =

Fuerza F = Superficie de la sec ción A1

La unidad de fuerza es el Newton y la superficie es medida en metros cuadrados, de manera que las unidades de tensión mecánica son Newton por metro cuadrado (N/m2). Esta unidad también es denominada como Pascal (Pa) y es habitual emplear múltiplos de esta unidad, tal como Mega Pascal –MPa– que corresponde a un millón de Pascal; o Giga Pascal –GPa– que corresponde a mil millones de Pascal.

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Figura 2.11. Alargamiento de una varilla cuando se aplica sobre ella una fuerza unidireccional F.

La deformación es una medida de la modificación dimensional que se produce al actuar una fuerza. Puede ser medida en términos del cambio de longitud o de superficie de la sección y está relacionada con la dimensión original y expresada en porcentaje. Así:

Deformación mecánica (ξ ) =

L − L1 Cambio de longitud x 100 = 2 x 100 L1 Longitud original

La tensión y la deformación mecánicas están referidas a valores por unidad de área y de longitud, respectivamente, y por ello pueden ser utilizadas para definir las propiedades mecánicas de cualquier material sin hacer referencia al tamaño real del cuerpo sobre el que es realizado el ensayo. Deformaciones elástica y plástica Si un material está en reposo, hay un ordenamiento de los átomos como lo muestra la figura 2.12a, los átomos se encuentran en sus posiciones de equilibrio correspondiente a un mínimo de energía. La aplicación de una fuerza mecánica tiende a desplazar estos átomos de su posición de mínima energía. En la figura 2.12, por ejemplo, los átomos son separados por una fuerza. La energía introducida en el sistema por la fuerza

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mecánica es utilizada para mover los átomos hacia posiciones de mayor energía. Las propiedades mecánicas indican en qué medida puede producirse ese desplazamiento [25].

Figura 2.12. (a) Átomos en sus posiciones de equilibrio. (b) Átomos separados por la acción de una fuerza.

En el ejemplo de la figura 2.12b los átomos son separados bajo la influencia de una tensión de tracción. Los átomos no modifican sus posiciones relativas sino que simplemente se desplazan de sus posiciones de equilibrio en virtud de la energía aplicada. En estas circunstancias, si es retirada la fuerza, los átomos vuelven a sus posiciones originales. Esta deformación es por lo tanto reversible o elástica. Todos los materiales cambian reversiblemente al ser aplicadas cargas pequeñas. Cuando se aplica una fuerza a un material, los enlaces entre los átomos se estiran y el material se alarga. Cuando se retira la fuerza, los enlaces retornan a su longitud original y la probeta vuelve a su tamaño inicial (análogo a un resorte). La deformación del metal en esta porción elástica de la curva esfuerzo-deformación no es permanente. Si las fuerzas son mayores el material se comporta de una manera plástica. Cuando se incrementa el esfuerzo, se produce el deslizamiento de los planos atómicos y el material empieza a deformarse plásticamente. A diferencia de la deformación elástica, la deformación ocasionada por el deslizamiento es permanente. El esfuerzo en que se inicia el deslizamiento es el punto que delimita los comportamientos elástico y plástico. Los átomos mostrados en el ejemplo de la figura 2.12b no pueden ser separados progresivamente en forma indefinida porque entonces se llega a un momento en el cual no puede existir mayor deformación elástica. En ese momento pueden ocurrir dos cosas: el material se fractura, lo que significa que las uniones entre los átomos se quiebran en forma completa

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al ser aplicada una energía a nivel interatómico mayor que la energía de la unión en sí misma, o el material puede seguir deformándose, pero en este caso en forma irreversible o plásticamente. En este caso algunos de los átomos han tenido que moverse a una posición nueva como lo indica la figura 2.13 pero las distancias interatómicas se mantienen dentro de los límites correspondientes a la deformación elástica.

Figura 2.13 - Movimientos atómicos que producen la deformación plástica.

La deformación plástica ha sido representada en la figura 2.13 como el simple movimiento de átomos de una posición a otra. El proceso es, por supuesto, mucho más complejo. Considerando una estructura cristalina simétrica, los átomos sometidos a tensión tienden a deslizarse uno sobre el otro, a lo largo de los planos de mayor densidad. En cada cristal hay varios de estos planos. Sin embargo, el deslizamiento no se produce en forma inmediata sino que primero se mueve un átomo hacia una nueva posición y este movimiento se traslada a lo largo de esa capa, de manera que se mueve un átomo por vez como lo muestra la figura 2.14. Esto significa que existe una alteración localizada del reticulado cristalino alrededor del átomo que está en movimiento. Esta alteración es denominada dislocación y se dice que ella se mueve a lo largo del cristal para producir la deformación plástica. Si en un cristal se mueven muchas dislocaciones a lo largo del mismo plano y en una misma dirección, la situación que se produce es la que muestra la figura 2.15a. En la práctica, sin embargo, no es común encontrar cristales únicos y los reticulados cristalinos rara vez son perfectos. El movimiento de las dislocaciones, por lo tanto, se dificulta por la presencia de espacios intergranulares y límites de fases. Si las dislocaciones en

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movimiento a lo largo de un plano de deslizamiento encuentran alguna barrera, tienden a acumularse hasta que la concentración de tensiones es lo suficientemente grande como para comenzar el movimiento de nuevas dislocaciones al otro lado. En forma similar, las dislocaciones que se mueven a lo largo de planos que se cruzan, interfieren unas con las otras. Por ello la deformación plástica en un material policristalino involucra el movimiento de muchas dislocaciones, pocas de las cuales van muy lejos y se genera de una estructura interna distorsionada como lo muestra la figura 2.15b. Dislocación de borde Longitud deslizada

Plano atómico intercalado

Esfuerzo cortante

Figura 2.14. Esquema de la deformación plástica generada por el movimiento de una dislocación en presencia de una tensión de tracción. Fuerza Fuerza dede tracción traición P desl la no de iza m ie nt o

(a)

Planos de deslizamiento que interfieren entre sí y con los limites de grano (b) Estructura altamente alterada

Figura 2.15. (a) Deslizamiento en un cristal único. (b) Estructura distorsionada producida por el movimiento de dislocaciones en un material policristalino.

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Propiedades de tracción Las principales propiedades mecánicas que pueden ser determinadas por medio de los ensayos de tracción son las que a continuación se detallan (figura 2.16) [22, 23]:

zona elástica

zona plástica

D

E

Tensión

C B

A

Deformación

Figura 2.16. Gráfico tensión-deformación obtenida en un ensayo de tracción uniaxial, mostrando el aspecto de la muestra en determinados instantes durante el ensayo (para la explicación del significado de cada letra, ver el texto).

a) Límite proporcional: Para muchos materiales estructurales se ha encontrado que la parte inicial de la gráfica tensión-deformación puede ser aproximada por la recta AB de las figuras 2.16 y 2.17. En este intervalo, la tensión y la deformación son proporcionales entre sí. De esta manera, cuando aumenta la tensión en un material, la deformación aumenta en forma proporcional. Ya en 1678, el físico inglés Robert Hooke había demostrado que un material sólido sometido a una fuerza de tracción se extiende en la dirección de la tracción en una cantidad que es proporcional a la carga aplicada, por lo que se dice que el comportamiento del material en esta región cumple con la Ley de Hooke, de forma tal que cualquier incremento en la tensión resultará en un aumento proporcional a la deformación. La tensión en el límite del punto de proporcionalidad B se conoce como límite de proporcionalidad.

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b) Límite elástico: Si se retira una pequeña parte de la carga aplicada sobre la probeta, la deformación regresará a cero (el extensómetro marcará cero), indicando que la deformación producida por la carga es elástica. Si la carga se aumenta continuamente y se libera después de cada incremento y se revisa el extensómetro, entonces se alcanzará un punto en el que éste no regresa a cero. Esto indica que ahora el material tiene una deformación permanente; por tanto, el límite elástico puede definirse como el esfuerzo mínimo al que ocurre la primera deformación permanente. Para la mayoría de los materiales estructurales, el límite elástico tiene casi el mismo valor numérico que el límite de proporcionalidad. c) Tensión fluencia (Yield point): Conforme aumenta la carga en la probeta, más allá del límite elástico, se alcanza una tensión a la cual el material continúa deformándose sin que haya incremento de la carga. La carga en el punto C de la figura 2.16 se conoce como tensión de fluencia. Este fenómeno ocurre sólo en ciertos materiales. La carga puede disminuir realmente por un momento, resultando en un punto de fluencia superior y en uno inferior. Como el punto de fluencia es relativamente fácil de determinar y la deformación permanente es pequeña en el punto de fluencia, es un valor muy importante para considerar en el diseño de muchos dispositivos cuya utilidad se afectaría si ocurriera una gran deformación permanente. Esto es válido sólo para materiales que exhiben un punto de fluencia bien definido. d) Resistencia a la fluencia (Yield strenght): La mayoría de los materiales no ferrosos y los aceros de alta resistencia no tienen un punto de fluencia definido. Para estos materiales, la máxima resistencia útil corresponde a la resistencia de fluencia, que es la carga a la cual un material exhibe una desviación especificada de la proporcionalidad entre el esfuerzo y la deformación. Por lo general, este valor se determina por el método de la deformación permanente especificada. En la figura 2.17 la deformación especificada AX se marca sobre el eje de la deformación. Enseguida, se traza la línea XY paralela a AB, localizando de esta manera el punto F, intersección de la línea XY con el diagrama carga-deformación. El valor de la carga en el punto F indica la resistencia a la fluencia. El valor de la deformación permanente especificada suele ser el 0,20% de la longitud calibrada (correspondiente a AX). Al Yield strenght habitualmente se lo representa como σ0,2.

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Y F D

Tensión

B

A

X Deform ación

Figura 2.17. Parte inicial de una curva tensión-deformación donde se muestra cómo se obtiene experimentalmente el límite de fluencia.

e) Resistencia límite: Conforme aumenta la carga aplicada sobre la pieza ensayada, la carga y la deformación se incrementan, como lo indica la porción de la curva CD (figura 2.16) hasta que se alcanza el esfuerzo máximo en el punto D. Por tanto, la resistencia límite (o resistencia a la tensión) es la carga máxima soportada por el material, basado en el área transversal original. f) Tensión (o resistencia) a la ruptura: Para un material dúctil, hasta el punto de resistencia límite, la deformación es uniforme a lo largo de la longitud de la barra. A la carga máxima, la muestra experimentará una deformación localizada o formación de un adelgazamiento sobre la muestra y la carga disminuirá a medida que el área decrece. Esta elongación en forma de cuello es una deformación no uniforme y ocurre rápidamente hasta el punto en que el material se rompe. La resistencia a la ruptura (punto E en la figura 2.16) es determinada al dividir la carga de ruptura entre el área transversal original, y es siempre menor que la resistencia límite. Para un material frágil, la resistencia límite y la resistencia de ruptura coinciden. Generalmente las aleaciones metálicas tienen la mayor resistencia de todos los materiales y los cerámicos, al ser demasiado frágiles, y los polímeros, que se deforman en exceso, tienen valores inferiores.

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g) Ductilidad: La ductilidad de un material se determina a partir de la cantidad de deformación que soporta hasta que se fractura. Ésta se determina en un ensayo de tracción mediante dos técnicas: Alargamiento, deformación o elongación a la rotura: Se determina juntando, después de la fractura, las partes de la muestra y midiendo la longitud final de la misma y empleando la expresión:

Elongación (%) =

L f − Li

x 100 Li donde Lf y Li son las longitudes finales e iniciales de la probeta utilizada en el ensayo. Reducción en área: Ésta también se determina a partir de las mitades rotas de la muestra utilizada en el ensayo de tracción, midiendo para ello el área transversal mínima y con la fórmula: Ai − A f Reducción de área (%) = x100 Ai donde Ai es área transversal original y Af es el área transversal final. Los materiales dúctiles exhiben una curva tensión-deformación que llega a su máximo en el punto de resistencia a la tensión (figura 2.18). En materiales más frágiles, la carga máxima o resistencia a la tensión ocurre en el punto de falla. En materiales extremadamente frágiles, como cerámicos, la tensión de fluencia, la resistencia a la tensión y el esfuerzo de ruptura son iguales (figura 2.18 ). Material frágil

Tensión

Material con ductilidad moderada

Material con alta ductilidad

Deformación

Figura 2.18. Comportamiento esfuerzo-deformación de materiales frágiles y dúctiles.

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La ductilidad es importante para el diseño y la fabricación. El diseñador de un componente preferirá un material que tenga cierta ductilidad, de manera que, si la tensión aplicada es demasiado alta, el componente se deforme plásticamente antes de romperse. Un fabricante deseará un material dúctil de manera que pueda producir piezas de formas complicadas sin que el material se rompa durante el proceso. h) Módulo de la elasticidad o módulo de Young: La pendiente (inclinación) de la parte recta de la curva tensión-deformación, obtenida como el cociente entre la carga y la deformación en el punto B (figuras 2.16 y 2.17), se conoce como módulo de elasticidad o módulo de Young. Este módulo está estrechamente relacionado con las fuerzas que unen los átomos en el material. Una pendiente muy acentuada indica que se requieren grandes fuerzas para separar los átomos y producir la deformación elástica del metal, lo cual indica que éste tiene un alto módulo de elasticidad. Las fuerzas de unión y, por lo tanto, el módulo de Young, suelen ser mayores para los metales de alto punto de fusión. Como este valor es una medida de la cantidad de energía necesaria para separar los átomos, lo que a su vez depende de los átomos del material, el módulo es una propiedad constante para un material dado. Cada material tiene su propio módulo elástico y es importante señalar que su valor da una idea de la facilidad con que un material se deforma elásticamente. No tiene nada que ver con la resistencia del material sino con la rigidez del mismo. La figura 2.19 muestra la parte elástica de la curva tensióndeformación de tres materiales. El material A tiene un alto módulo elástico. Esto significa que, para un valor dado de tensión (Y), la deformación (X1) es pequeña. Los cerámicos tienen generalmente alto módulo de elasticidad y son, por lo tanto, muy rígidos. El material B tiene un módulo ligeramente más bajo, lo que da una mayor deformación (X2) ante la tensión Y, y es menos rígido. Finalmente, el material C tiene un módulo de elasticidad bajo, exhibiendo una deformación grande (X3) al nivel de tensión Y y es más flexible y fácilmente deformable. Los materiales poliméricos se encuentran en esta última categoría, aunque su comportamiento es algo distinto del de este modelo simple.

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A

Tensión

B

C Y

X1

X2

X3

Deformación

Figura 2.19. Pendiente (inclinación) de curvas tensión-deformación para materiales de diferentes módulo de elasticidad.

i) Resiliencia: Se denomina resiliencia a la energía absorbida por el material en la zona elástica y que corresponde al área bajo la curva en el intervalo elástico. Es una medida de la energía por unidad de volumen que puede absorber un material sin sufrir deformación permanente y que, por lo tanto, se libera al retirar la carga (Resiliencia = módulo de recuperación). j) Tenacidad: La tenacidad es la energía absorbida en el campo plástico y corresponde a la capacidad de un material para absorber energía y deformarse plásticamente antes de fracturarse; y corresponde al área bajo la totalidad de la curva tensión-deformación en el ensayo de tracción. Ésta es principalmente una propiedad del intervalo plástico, ya que sólo una pequeña parte de la energía total absorbida es energía elástica que puede recuperarse cuando se suprime el esfuerzo. En la discusión que se ha venido llevando a cabo sobre las propiedades mecánicas de los materiales, hasta ahora se había supuesto que el material era sometido a fuerzas progresivamente en aumento. Sin embargo, la situación real no es tan simple. Las tensiones pueden ser aplicadas muy repentinamente y es necesario caracterizar el comportamiento del material en estas condiciones. El factor crítico para determinar este comportamiento es la capacidad del material para absorber energía. Un material que puede absorber una gran cantidad de energía mecánica será capaz de resistir una fuerza que es aplicada en forma súbita. Decimos entonces que ese material tiene alta resistencia

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al impacto, la que es medida como la cantidad de energía que es absorbida antes de la fractura. La tenacidad, por otra parte, está referida a la cantidad total de energía absorbida antes de la fractura y es medida sobre la base del total del área debajo de la curva tensión-deformación. Un material tenaz es aquel que resiste tanto grandes deformaciones como tensiones sin fracturarse. Resulta claro que el área que aparece debajo de las curvas 1 y 3 en la figura 2.20 es pequeña, aun cuando el primero de los materiales puede resistir grandes tensiones y el segundo tiene alta ductilidad. El área que aparece debajo de la curva 2, y, por lo tanto, la energía ante la fractura, es la mayor y ese material es relativamente tenaz. 1

Tensión

2

3

Deformación

Figura 2.20. La tenacidad corresponde al área debajo de las curvas tensióndeformación. Los materiales 1 y 3 son menos tenaces que el material 2.

El significado de la tenacidad es que indica el comportamiento que se puede esperar de un material cuando está sometido a regímenes veloces de carga. Aun algunos materiales normalmente dúctiles pueden fracturarse ante una carga reducida si la misma es aplicada en forma repentina y rápida. En estas condiciones, las fisuras (rajaduras) y defectos pueden abrirse y propagarse a través del material con mayor rapidez que aquella con la que se produce la deformación plástica. Un material tenaz es aquel que tiene la capacidad para detener estas fisuras impidiendo que se propaguen al absorber la energía. Por todo lo expuesto, se destaca que no existe un único parámetro que permita caracterizar a un material, sino que deben ser empleados varios 49

en función de la aplicación requerida. No obstante ello, es frecuente describir mecánicamente a un material a través de 4 parámetros: el módulo de elasticidad, el límite de fluencia y la tensión y deformación de ruptura. En la tabla 2.1 se muestran (a modo de ejemplo) los valores de propiedades mecánicas de diversos materiales comparados con el de algunos tejidos humanos. Tabla 2.1. Valores de propiedades mecánicas de algunos tejidos humanos y de materiales empleados para implantes [4]. Material

Módulo de elasticidad (GPa)

Límite de fluencia (σ0.2) (MPa)

Tensión de ruptura (MPa)

Deformación a la ruptura (%)

Alúmina (Al2O3)

350

---

1000 a 10000

0

a

225

525

735

10

b

Acero Inox. 316

210

240

600

55

Ti-6Al-4V

120

830

900

18

15 a 30

30 a 70

70 a 150

0-8

3

---

35 a 50

0.5

0,4

---

30

15-100

---

7 a 15

20

Aleación Co-Cr

Hueso (cortical) PMMA Polietileno Cartílago a

Cr, 28%; Ni, 2%; Mo, 7%, C (max.), 0,3%, Co (balance). Cr, 18%; Ni, 14%, Mo, 2 a 1%, C (max.) 0,03%, Fe (balance).

b

Fractura: fragilidad y ductilidad Independientemente de que un material sea capaz de deformarse plásticamente o no, el destino final al aumentar el nivel de tensión es la fractura o separación de la probeta en dos o más fragmentos [25]. En el caso de un material que no puede deformarse plásticamente, la fractura se produce cuando la tensión generada en las uniones interatómicas excede su propia resistencia. En la práctica, este nivel de tensión es mucho más bajo que la resistencia teórica de la unión química. Esto

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ocurre porque ningún material tiene una estructura perfecta y existen imperfecciones en escala atómica (figura 2.21). La tensión a la cual se produce la fractura del material es conocida como tensión de ruptura, tal como se mencionó anteriormente.

Figura 2.21. Concentración de tensiones causada por imperfecciones existentes dentro la estructura de un material.

Estas imperfecciones son rajaduras en la superficie o fallas en el interior. Como las tensiones no pueden ser transmitidas a través de una zona en la que existe una discontinuidad, los átomos en el borde están sometidos a una tensión mucho mayor que la nominal. Por ello las uniones se rompen con facilidad en el sitio de la concentración de tensiones alrededor de los defectos. Una vez que se destruyen unas pocas uniones en estos materiales, la fractura se propaga catastróficamente, ya que la concentración de tensiones se hace progresivamente más perjudicial. Se dice que un material que se fractura de esta manera, sin ninguna deformación permanente, es frágil. La presencia de pequeños defectos en un material que puede deformarse no tiene el mismo efecto, ya que los átomos cerca del borde de la punta de la rajadura pueden moverse y así disminuir la concentración de tensiones. Sin embargo, a medida que se produce una deformación plástica cada vez mayor, la estructura se va congestionando de dislocaciones. Esto significa que, a medida que progresa la deformación,

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resulta cada vez más difícil aumentarla. También significa que, eventualmente, la estructura está tan distorsionada que no es posible una mayor deformación y el material se fractura. Un material que es capaz de deformarse de modo permanente es dúctil. La ductilidad puede ser cuantificada en términos de la deformación producida al ocurrir la fractura. Los materiales frágiles tienen ductilidad prácticamente cero, mientras que un material muy dúctil puede tener entre 50 y 70% de ductilidad. Algunos polímeros pueden mostrar una ductilidad por encima de 500%. La capacidad de un material para deformarse plásticamente está determinada por su estructura. Considerando las sustancias altamente cristalinas con uniones iónicas o las sustancias metálicas, la ductilidad está controlada por las características de los átomos yuxtapuestos y las uniones interatómicas. Así, en un metal puro, cada átomo tiene vecinos cercanos idénticos y no existen uniones direccionales. No hay por lo tanto restricciones a la posición de cualquier átomo en el reticulado y por ello los metales puros tienden a ser muy dúctiles. La situación en las aleaciones es mucho más compleja. En las uniones iónicas existen dos o más especies iónicas y éstas son mantenidas ensambladas por uniones fuertes y direccionales. El movimiento de los iones en este caso es sumamente difícil y a menudo es imposible, debido a que representaría forzar a un acercamiento a una gran cantidad de átomos similares. Las estructuras cerámicas, por este motivo, no exhiben prácticamente ductilidad. Los polímeros, por supuesto, son mantenidos en estado sólido principalmente por medio de fuerzas de valencia secundaria. La tensión aplicada puede alterar estas uniones intermoleculares con facilidad, de manera que el deslizamiento de las moléculas, las unas sobre las otras, puede dar lugar a grandes deformaciones plásticas. Es aquí donde podemos ver con claridad el concepto de la resistencia de un sólido como vinculada a su eslabón más débil. Es posible encontrar una amplia gama de comportamiento en los polímeros; sin embargo, así como existen polímeros muy dúctiles como el descrito, hay otros, como el polimetacrilato de metilo, que tienen grupos colaterales grandes en las moléculas y ello impide el deslizamiento de las moléculas entre sí, de manera que los materiales pueden ser relativamente frágiles.

Dureza Es muy frecuente que los conceptos de dureza y tenacidad sean fácilmente confundidos a pesar de que son totalmente diferentes [15]. Por

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ejemplo, es un hecho conocido que el diamante es el material más duro que existe; no obstante, no es tenaz, ya que si se le da un martillazo se romperá en muchos pedazos, aunque el acero del martillo sea menos duro. Sin embargo, las barras metálicas que forman parte de una estructura de hormigón armado son muchísimo más tenaces que el diamante, aunque el diamante tenga una dureza mucho mayor. La dureza se relaciona con la capacidad que tiene un material de soportar esfuerzos sin deformarse permanentemente (tal como se verá más adelante). Hay diversas formas de medir la dureza, si bien la mayoría consiste en utilizar un indentador, esto es, un dispositivo que trata de penetrar el material, que podría ser una pequeña cuña o una aguja. Por ejemplo, si se intenta comparar la dureza de un trozo de plastilina con la de un vaso de vidrio, podríamos utilizar un lápiz como indentador. El lápiz penetra sin dificultad la plastilina, demostrando que el lápiz es más duro que la plastilina. Por otra parte, el lápiz no puede atravesar el vaso de vidrio, así que el vidrio es más duro que el lápiz. Del resultado de ambos experimentos también podemos concluir que el vidrio es más duro que la plastilina. Por su parte, la tenacidad tiene que ver con la capacidad que tiene un material para absorber energía sin romperse. Todos los materiales tienen fisuras internas que se propagan más rápido mientras menos tenaz sea el material. Cuando el material se deforma con facilidad, es decir, es blando, la porción del material que rodea la grieta se deforma. Este proceso consume energía, lo que retarda la propagación de la grieta y consigue que el material sea tenaz. En los materiales más duros, esta deformación no ocurre por lo que las grietas disponen de mucha más energía para propagarse, lo que lleva al material a tener una baja tenacidad. De lo anterior se podría concluir que entre la dureza y la tenacidad existe una relación inversa; sin embargo, la situación no es tan simple. La propagación de las fisuras o fallas depende de otros factores como, por ejemplo, el tipo de proceso de deformación que ocurre en el material o las dimensiones de la grieta inicial. Sin embargo, sí es posible decir que una dureza extrema y una tenacidad extrema nunca se encontrarán juntas en el mismo material. Cuando se quiere construir una pieza estructural, se requiere que la pieza resista las fuerzas que se apliquen sobre ella. Para propósitos del dispositivo, si la pieza se deforma o se rompe, el resultado será el mismo: una falla de funcionamiento. Para que sea confiable, la pieza no debe sufrir ningún cambio a partir de su forma original. Si se combina la resistencia a la deformación con la resistencia a la ruptura, se puede definir un concepto práctico denominado resistencia a la falla. Por lo general, es

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más común que los materiales muy tenaces fallen por deformación mientras que los materiales más duros lo hagan por ruptura. Cuando la dureza y la tenacidad son intermedias, cualquiera de las dos fallas puede ocurrir, según las circunstancias. Por ejemplo, si se deja caer al piso un vaso de vidrio, una lata metálica y una figura de plastilina, se encontrará que el vidrio es un material muy duro, aunque poco tenaz, así que se verá cómo al caer al piso se rompe en muchos pedazos. La plastilina es un material muy blando y muy tenaz, así que la pieza no se quebrará pero sí se deformará completamente. Por otra parte, la lata metálica permanecerá casi intacta. Si se observa con detenimiento, tal vez se encuentre alguna abolladura, pero lo más probable es que la lata siga siendo utilizable. La combinación de metales de que está hecha la lata no presenta valores extremos de dureza, ni tampoco de tenacidad. Este compromiso entre dureza y tenacidad es lo que consigue que la lata sea el objeto que mejor resista la caída. Retornando al tema de la dureza, es de destacar que resulta difícil definir la propiedad dureza, excepto en relación con la prueba empleada en particular para determinar su valor [22, 23]. Debe tenerse en cuenta que un número o valor de dureza no puede utilizarse directamente en trabajos de diseño, tal como se puede hacer con un valor de resistencia a la tensión, ya que los números de dureza no tienen significado intrínseco. En general, la dureza de un material es una medida de su resistencia a la abrasión, a la indentación y al rayado. Casi siempre es indicativa de la resistencia, ya que los materiales resistentes generalmente tienden a ser duros. La dureza no es una propiedad fundamental de un material, sino que está relacionada con las propiedades elásticas y plásticas. El valor de dureza obtenido en una prueba determinada sirve sólo como comparación entre materiales o tratamientos. El procedimiento de prueba y la preparación de la muestra suelen ser sencillos y los resultados pueden utilizarse para estimar otras propiedades mecánicas. La prueba de dureza se utiliza ampliamente para inspección y control. Existen muchas formas para medir la dureza que explicaremos a continuación. La más sencilla fue ideada por Friedrich Mohs, quien estableció una escala que consta de diez minerales estándar arreglados siguiendo un orden de incremento de dureza. El talco es el 1, el yeso el 2, la calcita el 3; la fluorita el 4; la apatita el 5; el feldespato el 6; el cuarzo el 7; el berilo el 8; el corindón el 9 y el 10 para el diamante. Si un material desconocido es rayado apreciablemente por el 6 y no por el 5, el valor de dureza está entre 5 y 6. Esta prueba no se ha utilizado mucho en ciencia de materiales, pero aún se emplea en mineralogía. La principal desventaja es que la escala de dureza no es uniforme. Cuando la dureza de los minerales

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es examinada por otro método de prueba de dureza (que se mencionarán a continuación), se encuentra que los valores de dureza de Mohs entre 1 y 9 están muy cercanos entre sí, pero que hay una gran diferencia en dureza entre 9 y 10. Es decir, la dureza de la apatita (6), feldespato (7), cuarzo (8) no difiere demasiado entre sí, mientras que la diferencia de dureza entre corindón (9) y diamante (10) es muy grande. La forma más frecuente de medir la dureza de un material es hacer una indentación (una marca) sobre la superficie del material, con un material determinado y de forma estandarizada, utilizando una fuerza también estandarizada y midiendo la magnitud de la indentación (figura 2.22). La dureza es calculada sobre la base de la geometría de la indentación y es expresada en una de varias escalas.

Figura 2.22. Diagrama esquemático de la forma de medición de la dureza de un material empleando una indentación y midiendo sus longitudes características.

En la dureza Brinell el indentador es una bola de carburo de tungsteno o de acero endurecido. Este indentador se presiona sobre la superficie del material a medir durante un tiempo estándar (10-15 segundos) bajo una carga estándar. Después de remover la carga, la indentación circular se mide en dos direcciones mutuamente perpendiculares, sacando el promedio de las dos medidas. La dureza Brinell se calcula a partir de una relación entre la carga empleada y el diámetro de la marca dejada sobre la superficie del material. En la dureza Vickers el indentador es una pirámide de diamante de base cuadrada con un ángulo de 136°. Este indentador se diseñó con el fin de superar los problemas que se presentan con el indentador esférico. La dureza Vickers es también función de la carga aplicada sobre el indentador y el tamaño de la impresión resultante en el material que se está ensayando.

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Cuando se requiere hallar la dureza de pequeñas láminas se realiza preferiblemente el ensayo de Knoop pues bajo la misma carga que la de Vickers su indentador de forma piramidal rómbica de diamante penetra menos que el indentador piramidal de base cuadrada del ensayo de Vickers. En cuanto a la dureza Rockwell, su medición se basa en la profundidad de penetración del indentador y la carga total no se aplica en forma continua. Hay una carga inicial y otra adicional (varía según las condiciones de ensayo). El valor se obtiene directamente del dial del indicador. La dureza está dada por el incremento de penetración debido a la acción de la carga adicional y una vez suprimida ésta. Las ventajas que tiene este método están dadas por su rapidez y porque se puede introducir dentro de una línea de producción para asegurar calidad, y no necesita absoluta regularidad de la superficie, pues inicialmente se aplica una carga pequeña para acomodar el indentador y luego una carga grande para realizar la impresión. Su principal desventaja es que no es tan exacto como el de Vickers, que es el preferido en trabajos de investigación y desarrollo.

Fatiga Si se aplica una tensión a un material, éste puede ser deformado o fracturado como se indicó anteriormente. Por ese motivo, un determinado material puede ser caracterizado por medio de sus valores de resistencia y ductilidad. Estos valores, sin embargo, están referidos a la aplicación de una única tensión. Si el material es sometido a tensiones repetidas, puede ser fracturado con una tensión mucho más baja que la resistencia a la rotura normal y, a menudo, aun más baja que la resistencia a la fluencia (este fenómeno se emplea, por ejemplo, para cortar un alambre flexionándolo repetidas veces). Esto se produce porque las fisuras y defectos pueden abrirse en los sitios de concentración de tensiones. Inicialmente estas fisuras pueden ser muy pequeñas, demasiado pequeñas para tener algún significado en condiciones normales, pero la aplicación repetida de la tensión las abre y eventualmente puede provocar una fractura [25]. Existen varias cantidades que definen el comportamiento de los materiales ante la fatiga. El ensayo es llevado a cabo aplicando ciclos de tensiones y registrando el número de ciclos necesarios para producir la fractura y repitiendo esto a diferentes niveles de tensión, confeccionando un gráfico de la tensión (esto es, la diferencia entre la tensión mayor y la menor, en un ciclo) y su relación con la cantidad de ciclos necesarios para producir la fractura. La figura 2.23 muestra un ejemplo de este tipo de

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Amplitud de las tensiones

gráfico. Los valores para algunos materiales (curva a de la figura antes mencionada) muestran una tensión por debajo de la cual no hay falla por fatiga, cualquiera sea el número de ciclos. Esa tensión se encuentra a menudo entre 30 y 50% de la resistencia a la rotura. Otros materiales no presentan límite de fatiga (curva b de la misma figura). Su comportamiento está caracterizado por el límite de durabilidad, que es el nivel de tensión con el cual se produce la fractura después de un número especificado de ciclos, generalmente 107 (10 millones de ciclos). La fatiga es un factor importante, ya que muchos de los dispositivos utilizados en el cuerpo están sometidos a tensiones repetidas más que a una única tensión (los implantes de cadera, por ejemplo). Es de importancia notar que las concentraciones de tensiones que inician las fisuras generalmente se producen en defectos superficiales y que muchas fracturas por fatiga están asociadas con un deficiente acabado de la superficie.

(a)

Límite de fatiga del material (a)

(b)

Número de ciclos para producir la rotura

Figura 2.23. Curvas de fatiga que muestra la relación entre la amplitud de tensión y la cantidad de ciclos necesaria para provocar la rotura de dos materiales diferentes (a y b).

Deformación dependiente del tiempo En el análisis tensión-deformación que se ha venido llevando a cabo hasta aquí, se asume que, si se aplica una tensión a un material, la deformación asociada con ella se produce en forma instantánea. Aunque esto es así para muchos materiales, no siempre es el caso, ya que puede existir 57

una deformación asociada con el tiempo de aplicación de la tensión. Existen dos fenómenos para considerar en este tema que, aunque relacionados, conciernen a dos tipos diferentes de material [25]. El primero es denominado viscoelasticidad y está relacionado con los polímeros. Es la respuesta lenta de un material a una tensión aplicada de manera tal que la deformación va a la zaga de la tensión. A un polímero puede llevarle varios segundos alcanzar la deformación que está asociada con el nivel de tensión aplicada. El término es utilizado debido a que el material exhibe características de un fluido viscoso, así como las de un sólido elástico. La viscoelasticidad puede ser relevante al analizar el uso de algunos materiales poliméricos. En segundo lugar está el fenómeno del creep, o escurrimiento, que puede ser observado en algunos materiales. Bajo las condiciones apropiadas la mayoría de los materiales continúa deformándose si la tensión es mantenida, aunque no sea aumentada, después de que ha sido alcanzado el valor instantáneo de deformación. Con los metales esto resulta evidente sólo a temperaturas cercanas al punto de fusión, de manera tal que no es observado a temperatura ambiente y por lo tanto no suele ser de importancia dentro de los biomateriales.

Desgaste La calidad de la mayoría de los productos depende de la condición de su superficie y del deterioro debido al uso. Este deterioro suele ser el factor principal que limita la vida útil y el desempeño de componentes. El desgaste es el deterioro no intencional resultante del empleo o del medio ambiente y debe considerarse como un fenómeno superficial. El desgaste es una de las acciones más destructivas a las que está sometido un material y la importancia de la resistencia al desgaste no necesita ampliarse. El desplazamiento y la separación de partículas de una superficie pueden producirse por el contacto con otro material de similares características o con otro tipo de material. Cada forma de desgaste está afectada por una cantidad de parámetros que incluyen el medio ambiente, el tipo de carga aplicada, las velocidades relativas de las partes en contacto, el lubricante, la temperatura, dureza, terminación de la superficie, presencia de partículas extrañas (denominada desgaste por tercer cuerpo) y composición y compatibilidad de las piezas en contacto. Como en la mayoría de las aplicaciones, el desgaste rara vez puede evitarse por completo; aun con la mejor lubricación, debe disponerse de materiales que en contacto produzcan la menor velocidad de desgaste posible.

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Como se habrá podido apreciar a lo largo del presente capítulo, la determinación de las propiedades mecánicas de los materiales no es simplemente un ejercicio dentro de la ciencia de los materiales, sino que es indispensable para el diseño de estructuras que deberán soportar cargas. Quienes diseñen estas estructuras deben determinar las tensiones en servicio de todos los componentes estructurales y estar seguros de que en cada punto estas tensiones estén bien por debajo del límite de fluencia del material y que, además, si están involucradas tensiones cíclicas, las tensiones en servicio deben estar por debajo del límite de fatiga.

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3. Materiales empleados en medicina y odontología

La amplia diversidad y sofisticación de los materiales frecuentemente empleados en medicina, odontología y biotecnología es el testimonio de los significativos avances tecnológicos que han ocurrido en los últimos 25 años. Los pequeños grupos de especialistas en materiales con fuerte interés en la medicina, en colaboración con grupos de médicos y odontólogos, juntamente con químicos, ingenieros químicos, metalúrgicos, mecánicos y en materiales y físicos le han dado un gran impulso a esta relativamente nueva rama de la ciencia; reconociendo no solamente la necesidad de materiales nuevos o mejorados para el desarrollo de implantes y dispositivos, sino también la aparición de nuevos desafíos y oportunidades. En los EE.UU., en los últimos 20 años y con el apoyo inicial del National Institute of Health, juntamente con algunas compañías comerciales, ha emergido una amplia variedad de nuevos biomateriales y, consecuentemente, el número de profesionales que trabajan en este campo ha crecido enormemente [4]. Los sistemas y materiales para usos biológicos han sido sintetizados y fabricados en una amplia variedad de formas. Algunos de estos materiales y tecnologías han sido desarrollados especialmente para usos biológicos, mientras que otros han sido traídos de áreas como la tecnología espacial. En este capítulo se describirán los diferentes tipos de biomateriales utilizados con sus aplicaciones más frecuentes.

Metales Los implantes metálicos han tenido un gran impacto económico y clínico en el campo de los biomateriales. En los EE.UU., el comercio total de implantes e instrumentación en ortopedia fue de aproximadamente u$s2.100 en 1991, donde se incluyen $1.380 millones en prótesis de articulaciones fabricadas con materiales metálicos, más una variedad de dispositivos e instrumentación (u$s600 millones), accesorios para la

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cementación de huesos (u$s66 millones), y materiales para el reemplazo de huesos (u$s29 millones). Las proyecciones para 2002 indicaban que el mercado total de biomateriales sería de u$s6.000 millones [4]. El número de operaciones es también impresionante. De las 3,6 millones de operaciones ortopédicas llevadas a cabo por año en los EE.UU., el 40% involucra materiales metálicos: reducción de fracturas, colocación o reemplazos de articulaciones, artroplastía de rodillas y tobillos, y reemplazo total o artroplastía de cadera. Además de los elementos ortopédicos, hay otro mercado para los implantes metálicos, que incluyen la cirugía oral y maxilofacial (implantes dentales) y cirugía cardiovascular (partes de corazones artificiales, marcapasos, reemplazos de válvulas, clips para aneurismas, etc.). Se estima que en los EE.UU., en el año 1988, el 4,6% de la población (aproximadamente 11 millones de personas) tenía al menos un implante. En nuestro país no se dispone de información centralizada respecto de pacientes que tengan algún tipo de implante, y que permita llevar a cabo una comparación de datos. En vista de la amplia utilización de los implantes metálicos, a continuación se describirá la composición, estructura y propiedades de los metales más empleados en la fabricación de implantes, con un énfasis mayor en los principios metalúrgicos sobre los que se basa su desarrollo y la relación estructura-propiedades. Los metales y aleaciones se emplean, básicamente, como componentes estructurales, a fin de reemplazar determinadas partes del cuerpo humano. De forma más precisa, puede afirmarse que los materiales metálicos son imprescindibles, hoy por hoy, para aquellas aplicaciones clínicas que requieran soportar carga, y eso es debido a dos razones básicas: sus propiedades mecánicas y su resistencia a la corrosión en el organismo humano. Además pueden ser conformados, o sea, darle diversas formas, por medio de una gran variedad de técnicas. Todo esto explica su frecuente empleo como biomateriales. En efecto, los metales y las aleaciones encuentran múltiples aplicaciones en ortopedia, especialmente como materiales estructurales en dispositivos para la fijación de fracturas y en sustitución total o parcial de articulaciones; pero también para la fabricación de instrumental. En el ámbito de la odontología se emplean para aplicaciones en ortodoncia para prevenir el desplazamiento de la dentadura, en la construcción de puentes dentales y coronas y en la realización de implantes y prótesis. También suelen emplearse en cirugía para prótesis vasculares y en válvulas cardíacas e injertos vasculares, y en algunos casos como hilo de suturas en cirugía.

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En la tabla 3.1 se listan los materiales metálicos más utilizados en la actualidad. Como puede observarse, si bien las aplicaciones de los biomateriales metálicos son múltiples, el número de familias de aleaciones metálicas que pueden soportar ese medio tan agresivo que es el organismo humano es muy reducido. Pero, además, los implantes realizados con estos materiales tampoco son enteramente satisfactorios, ya que en muchos casos se producen fallos en su aplicación tales como desgaste, corrosión, liberación de especies iónicas al organismo, pérdida de la unión con los tejidos óseos y de la transmisión de esfuerzos a los tejidos circundantes. Dentro de las técnicas que tienden a mejorar su comportamiento en ese sentido, existen algunas expectativas interesantes por la vía de los tratamientos superficiales, e incluso se dispone de tecnologías que hacen que la superficie del sustrato metálico sea bioactiva, lo que posibilita su unión con los tejidos circundantes. Tabla 3.1. Materiales metálicos más utilizados en medicina y odontología Material

Composición química aproximada (% en masa)

Acero inoxidable tipo AISI 316L

Cr, 18; Ni, 12; Mo, 2,5; C