Metales, cerámicas y polímeros

Metales, cerámicas y
polímeros
DRA. MARÍA FERNANDA LÓPEZ MEDINA R4 ORTOPEDIA
DR. RAÚL BAYO DEL CASTILLO R4 ORTOPEDIA

Introducción
El tejido humano se estructura principalmente de polímeros autoensamblados (proteínas) y
cerámica (minerales óseos),con metales presentes como elementos traza.
Sin embargo, los metales y sus aleaciones han desempeñado un papel predominante como
biomateriales estructurales en la cirugía reconstructiva, especialmente en el reemplazo articular
y cirugía ortopédica.
El uso rutinario de una gran variedad de implantes metálicos los problemas asociados con el
mantenimiento a largo plazo de la integridad del implante y su biocompatibilidad también han
surgido.

Desarrollo histórico de los implantes
metálicos
Las artroplastias usando materiales de marfil iniciaron el siglo XIX por Gluck, posteriormente se
usaron diversos metales como espaciadores y se usaron prótesis como bisagras de metales
Los implantes ortopédicos también iniciaron en ésta misma época con la construcción de placas
de materiales fundidos o forjados
Sin embargo se ha experimentado con diversas aleaciones debido a la elevada toxicidad y
diversas características mecánicas

Definición de biomaterial
• Todo aquel material no viable usado en un dispositivo médico con el propósito de interaccionar
con los sistemas biológicos.
•Mientras que los implantes utilizados para la fijación de fracturas tienen un carácter
generalmente temporal, los implantes articulares están ideados para mantener su función a lo
largo de la vida del paciente, lo cual implica un sólido contacto con el lecho óseo, una gran
resistencia a la fatiga y un bajo coeficiente de fricción.
B. M. HOLZAPFEL. HOW SMART DO BIOMATERIALS NEED TO BE? ADVANCED DRUG DELIVERY
REVIEWS, ELSEVIER 65 (2013) PP.581-603

Biomateriales: respuesta biológica
Biotolerantes
• Como el acero inoxidable, las aleaciones de Cromo-Cobalto y el polimetilmetacrilato,
• Se caracterizan por tener una capa de tejido fibroso (pocas células y fibras de colágena, densamente agrupadas) y
en la interfaz hueso-implante.
Bioinertes
• Aleaciones de titanio y óxido de aluminio y zirconia.
• Contacto óseo directo u osteointegración en la interfaz, bajo condiciones mecánicas favorables. La
osteointegración se consigue gracias a que la superficie del material no reacciona químicamente con los tejidos
circundantes o con los líquidos corporales
Bioactivos
• También llamados reactivos el bioglass o las cerámicas fosfocálcicas (hidroxiapatita)
• Poseen capacidad osteoinductora dando lugar a una verdadera unión entre el hueso adyacente y la capa de
recubrimiento. Este enlace químico es resultado de la presencia de componentes de calcio y fósforo libres en la
superficie del implante

Biocompatibilidad y Biofuncionalidad
Biocompatibilidad
habilidad de un material de
actuar con adecuada respuesta
al huésped en una aplicación
específica (aceptabilidad
biológica por el organismo) con
buena interacción con los
sistemas biológicos al realizar
una inducción de una actividad
biológica especifica.
Biofuncionalidad
es el grado de compatibilidad
estructural y orgánica de un
biomaterial con el receptor
(objetivo principal: disminuir al
máximo las reacciones de rechazo,
el biomaterial debe de ser
compatible en estructura al
segmento donde se va a colocar).

A pesar de la gran cantidad de metales y aleaciones existentes, sólo algunos parecen ser
biocompatibles y con pruebas clínicas exitosas como material de un implante
Dichos componentes pueden dividirse en 4 categorías dependiendo del material que se
encuentre en mayor porcentaje en su composición
Q. CHEN. METALLIC IMPLANT BIOMATERIALS. MATERIALS SCIENCE AND ENGINEERING R 87 (2015)
PP 1-57.

Cuatro categorías de biomateriales metálicos
y sus aplicaciones principales como implantes
Tipo Usos principales
Aceros
inoxidables
1.- implantes temporales (placas de osteosíntesis, tornillos, clavillos, etc.) (cla II)
2.- artroplastías totales de rodilla/ cadera
Aleaciones de Co 3.- artroplastías totales de rodilla/ cadera (forjado sin postproceso) (clase III)
4.-materiales dentales (Clase II)
Aleaciones de Ti 5.- inserto y copa de prótesis totales de cadera con cabezas femorales de CoCrMo
(Clase II)
6.- otros implantes permanentes (clavos centromedulares, espaciadores) (Clase II)
NiTi 1.- Guardas y puentes ortodónticos (Clase I)
2.- Stents vasculares (Clase III) Filtros de vena cava (Clase II), guías ara cateterismo
(clase II)
Mg 1.- implantes biodegradables (Clase III)
Ta 1.- dispositivos para neurocirugía y cirugía plástica (Clase III)
PP 1-57.

Clasificación de la Food And Drug
Asministration dispositivos médicos
AUTORIDAD CLASE
FDA I II II III/IV
Descrición general No invasivo o uso
temporal
Mínimamente
invasivos, uso por
tiempo corto
Tiempo corto a
largo de ueo, con
contacto en
mucosas, o
torrente sanguíneo
Tiempo prolongado
o permanente
Riesgo en su uso Bajo Bajo/ moderado Moderado/ alto Elevado
Ejemplos Instrumentos
quirúrgicos
Lentes de contacto Implantes
ortopédicos,
máquinas de
diálisis
Espaciadores,
bombas de
perfusión, estents
vasculares
PP 1-57.

Propiedades mecánicas de los
biomateriales: Módulo de Young
El módulo de Young o módulo de
elasticidad longitudinal es un parámetro
que caracteriza el comportamiento de un
material elástico, según la dirección en la
que se aplica una fuerza.
PP 1-57.

Un elevado módulo significa que el material es rígido, por el contrario, un bajo módulo significa
que el material es flexible, siendo éste un excelente punto de comparación entre materiales.
Sin embargo, para poder hacer comparaciones entre diferentes materiales, es importante
recordar que el módulo de elasticidad es una propiedad del material y no del implante
PP 1-57.

biomateriales:Índice de Poisson
El coeficiente de Poisson (V)) describe una
constante elástica que proporciona una medida del
estrechamiento de sección de un prisma de material
elástico lineal e isótropo cuando se estira
longitudinalmente y se adelgaza en las direcciones
perpendiculares a la de estiramiento.
El nombre de dicho coeficiente se le dio en honor al
físico francés Simeon Poisson.
PP 1-57.

Propiedades mecánicas de los biomateriales:
Punto de flexibilidad y fuerza de flexibilidad
(Yield strength)
El valor del estrés al que se somete un material es
llamado como el “Punto de flexibilidad”. Syp debajo
de este valor del estrés de esta muestra regresará a
su forma y longitud original (deformidad elástica).
Arriba de este valor la deformación permanente
puede ocurrir (deformidad plástica)
BUECHEL,PAPPAS PRINCIPLES OF HUMAN JOINT REPLACEMENT.SPRINGER-VERLAG BERLIN
HEIDELBERG (2011) PP. 36-78.

Propiedades mecánicas de los biomateriales:
Límite máximo de resistencia a la ruptura
(Ultimate Strength)
El valor más alto de estrés en el diagrama de estrés-deformación es la “Límite máximo de
resistencia a la ruptura o fatiga” Su normalmente el área cruzada de la muestra será reducida
por ambas deformaciones elástica y plástica del examen. Deberá notarse que el área cruzada de
la muestra es usada para computar el estrés y no la zona cruzada resultante de la elongación de
la muestra

biomateriales: Dureza
Esta es medida como la resistencia de la penetración por un penetrador específicamente
definido. Los valores son expresados en términos de números determinados por una máquina
aplicada a una carga específica con un penetrador específico.
Por ejemplo la escala del valor de la dureza de Rockwell que van de la A través del G son usadas
principalmente para metales. La máquina de Vickers es usada para examinar la dureza de
metales extremadamente duros y cerámicas y los valores medidos son dados por números de
Vickers.

Resistencia a la corrosión
La corrosión metálica es primariamente un proceso electromecánico que es dependiente a un
electro movimiento potencial, a los valores de pH y al medioambiente.
En un medio adecuado un electro movimiento potencial debajo de cierto valor producirá
“inmunidad” contra la corrosión. Sobre este valor el nivel del pH determinará se corroerá o se
volverá “pasivo” al creársele una película sobre la superficie. Esta capa es el resultado de una
reacción química con el medio ambiente.

Mediante la oxidación superficial de un metal
se consigue una cierta protección, con una
concentración de iones inferior a 10-6 M,
proceso que se denomina pasivación.
Todos los metales se someten a pasivación
con ácido nítrico que forma una capa oxidada
superficial que aumenta la resistencia a la
corrosión.

Tipos corrosión
•Se produce cuando se establece una corriente electrolítica entre dos materiales con diferente composición
química.
•Metales con diferentes características electroquímicas como el cromo, cobalto y titanio, resultan compatibles
por la pasivación del titanio formándose TiO2.
Galvánica
•Al diferenciarse en el medio de inmersión condiciona a la punta y entrada de la grieta provoque
posiblemente una diferencia de concentración de iones a lo largo de la grieta produciendo un tipo de
corrosión “galvanizada” con anódicas condiciones en la grieta mientras que el metal adyacente a la entrada
actúa como cátodo.
• Sobre todo ocurre por debajo de las placas de osteosíntesis y en las zonas de contacto placa-tornillo.
Grieta o
hendidura
•La fatiga generalmente comienza debido a la carga fluctuante en alguna superficie o cerca de un defecto en la
superficie
•En tales puntos la combinación de alto estrés y los efectos de concentración de estrés, la corrosión de las
grietas y la corrosión por estrés se acelera considerablemente tanto la corrosión como la propagación de
hendiduras sustancialmente reduciendo la fuerza de estrés y la vida del implante
Por Fatiga

•Los micromovimientos que se producen entre partes ensambladas producirá
de forma típica partículas de desgaste y en conjunto con la corrosión por grieta
se incrementa el desgaste y aspereza de las superficies involucradas.
•Dicho micromovimiento deshace el pasivado y con ello incrementa el desgaste;
produce aumento en la liberación de material que puede resultar tóxico
Por desgaste
•La mayoría de las aleaciones no son homogéneas y pueden crear alguna forma
cristalina.
•Al existir mas de un metal en la aleación se crea un potencial que crea
corrosión galvánica, produciendo así una grieta y ello acelerar la corrosión.
Dicha situación es común en los metales fundidos.
Intergranular

ALEACIONES DE ACERO
El acero inoxidable es el nombre genérico para un gran número de aleaciones que contienen un
alto porcentaje (11-30%) de cromo y cantidades variables de níquel.
Hay cuatro grandes grupos de aleaciones de acero o aceros inoxidables clasificados de acuerdo
con su microestructura y sólo el acero austenítico o grupo III (Cr, Co, Mo) (316 y 316L) y con una
resistencia alta a la corrosión, se usa para implantes ortopédicos.
PP 1-57.

-Usado en implantes posee bajo
porcentaje de carbón (<0.03%)
-Buena resistencia a la corrosión
previo pasivado; comparado con
aleaciones de CrCo y Cti o Titanio
poseen baja resistencia a la
corrosión por grieta y galvánica.
- Los implantes de acero
inoxidable se rompen más
comúnmente por fatiga (ciclado)
que por sobrecarga mecánicaLa razón de la adición de ciertos metales a la aleación es mejorar la
resistencia a la corrosión:
-Cr- protege contra corrosión al formar una película de pasivado
- Mo mejora la resistencia a la corrosión intergranular
-Ni estabiliza la fase austenítica del acero
PP 1-57.

-Aunque el acero 3|6L posee una buena
resistencia a la tracción (100-230 MPa), posee
una resistencia a la fatiga baja en
comparación con otras aleaciones
- defectos de fabricación o de diseño
aumentan el riesgo de ruptura por fatiga
-la ventaja del acero inoxidable sobre el CoCr
y el Titanio es su mecanización y mayor
ductilidad
-Debido a dichas características y a la ruptura
de implantes en sus inicios de fabricación, no
se utiliza en implantes permanentes o
sometidos a fricción
PP 1-57.

ALEACIONES DE TITANIO
El titanio comercial puro (Ti-60) y las aleaciones de titanio son metales de
baja densidad adecuados como materiales de implante.
El módulo de elasticidad, aproxmadamente 110 GPa , es la mitad de el de
acero o las aleaciones de cobalto, pero al menos 5 veces mayor que el del
hueso.
Debido a la baja densidad, la fuerza específica (fuerza por unidad por
densidad) del titanio y sus aleaciones es superior a otros metales. Sin
embargo, tiene poca resistencia al corte y al desgaste por lo que no es
apropiado para implantes articulares que se encuentren bajo cizallamiento
PP 1-57.

Las aleaciones de titanio que s eusan
priincipamente son CPTi Ti6Al-4V y
TiAlNb
Posee mejor resistencia a la corrosión
que los materiales de Co y Aceros
Una fina capa de óxido ( TiO2 , óxido de
titanio ) forma espontánea se forma en
el superficie de los implantes a base de
Ti y los protege contra la corrosión.
Además de TiO2 , la capa de pasivado
contiene óxidos de otros elemtnsos
constituyentes de la aleación
Las capas de pasivado que contienen óxidos de Zr y Nb son
más resistentes a la corrosión que aquellos con óxidos de
Aluminio, de Vanadio o Molibdeno y se disuelven el los fluidos
fisiológicos más lentamente.
PP 1-57.

Las aleaciones de titanio poseen dos formas alotrópicas: alfa y beta y la presencia de Vanadio en
aleaciones de Ti y Aluminio tiende a propiciar la formación de una bifase alfa/beta a temperatura
ambiente
Los implantes de Ti poseen la ventaja de una adecuada flexibilidad y buena biocompatibilidad, sin
embargo los primeros componentes femorales en prótesis presentaron fallas debido al elevado
estrés transmitido haca las capas más proximales de cemento
PP 1-57.

ALEACIONES DE CROMO/ COBALTO
Estas aleaciones frecuentemente se suplementan con molibdeno para conseguir granos más
finos y así obtener mayor dureza.
Tienen propiedades mecánicas que las hacen apropiadas para implantes que requieran
tolerancia a la carga y ciclos, salvo el F75 o Vitallium, cuyas propiedades son insuficientes.
A su vez, su elevada resistencia a la tracción y a la fatiga las hacen adecuadas para situaciones de
alto uso sin fractura. Estos hechos junto con la elevada resistencia al desgaste las hacen idóneas
para que se usen como superficies articulares en implantes que requieran carga elevada.

Para las aleaciones se usa el prensado
isostático en caliente, que consiste en
aplicar calor y presión para consolidar el
polvo de la aleación y eliminar los poros
de superficie.
Con el prensado isostático en caliente se
consigue aumentar la resistencia a la
tracción, a la fatiga y a la corrosión de las
aleaciones de cobalto.
- Mo mejora la resistencia a la corrosión intergranular
-Silicio estabilizador de pasivado

El módulo de elasticidad de las aleaciones de cromo de cobalto oscila entre 220 y 234 GPa ( oco
más alto que el acero inoxidable) lo cual puede tener algunas implicaciones en la transmisión de
cargas del implante al hueso
El uso de las aleación de CoCrMo ha sido extensivo en prótesis de rodilla y cadera debido a sus
propiedades mecánicas debido a su naturaleza cristalográfica, lo cual crea una barrera para la
propagación de grietas o formación de sitios de fatiga y ayuda a la adecuada distribución de
carga durante la marcha.

La biocompatibilidad es otra característica para
justificar dichos resultados siendo bien tolerados en el
cuerpo humano por su alto contenido de carbono y
teniendo una baja tasa de desgaste en pares de
fricción CoCrMo-UHWMPE.

Estos materiales están formados por elementos inorgánicos no metálicos unidos por enlaces
iónicos. Son resistentes al desgaste y a la compresión, pero también son muy frágiles y fáciles de
romper.
Las propiedades mecánicas de las cerámicas dependen del tamaño, del grano, de la porosidad,
la densidad y la cristalinidad; de tal manera que la resistencia se mejora cuando disminuye la
porosidad
M. N . R A H AMA N BIOMATERIALS FOR ARTIFICIAL ORGANS; NEW CERAMICS AND COMPOSITES
FOR JOINT REPLACEMENT SURGERY. WOODHEAD PUBLISHING LIMITED, (2011) PP. 185-207.

Las cerámicas se clasifican según su micro estructura, en
vítrea, policristalinas y cristalinas.
Según su comportamiento en el organismo en inertes o
bioinertes (tienen una influencia nula o muy pequeña en
los tejidos vivos que la rodean: alúmina y zirconia) y
reactivos o bioactivos (pueden enlazarse a los tejidos
óseos vivos: hidroxiapatita, fosfato tricálcico y biovidrios).

Cerámicas Inertes:
ÓXIDO DE ALUMINIO O ALÚMINA (Al2O3)
El óxido de aluminio o alúmina ha sido utilizada desde hace muchos años ya en
artroplastia de cadera ya que es un material de alta resistencia a la fricción. De
hecho, el par o coeficiente de fricción alúmina- alúmina (0.09) es unas ,3 veces
menos al de metal-UMHWPE
El módulo de elasticidad de la alúmina es unas 2 veces mayor que el del hueso
cortical (10-15 Gpa) y disminuye proporcionalmente con la cristalinidad y si se
aumenta el tamaño del grano y/o la porosidad.

Un tamaño de grano grande se asocia a casos de rotura catastrófica. A todas estas características
se añade su carácter hidrófilo, lo cual permite mantener una buena lubrificación y un espacio de
unas 10-15micras (debido a la lubricación elastohidrodinámica)
Si bien el uso de este biomaterial es más extendido en la artroplastia de cadera donde ha
mostrado buenos resultados,las condiciones mecánicas de compresión y cizallamiento
especiales de la articulación de la rodilla pueden limitar el uso al aumentar el riesgo de fractura,
precipitando en casos extremos la aparición de rotura catastrófica.

Cerámicas Inertes:
ÓXIDO DE ZIRCONIO O ZIRCONIA (ZrO2)
Se usa la forma tetragonal de la zirconia, que si es tratada con itrio permite conseguir un tamaño
de grano inferior a la alúmina y una resistencia a la fractura mayor.
Existe un alto índice de erosión en el par zirconia-zirconia por lo que se ha descartado su uso
como material único.

Cerámicas reactivas:
HIDROXIAPATITA
Es un fosfato tricálcico hidratado de fórmula Ca10 (PO4 )6 (OH)2 , con una relación calcio/
fósforo= 1.67. Es muy parecido al mineral natural que existe en el tejido óseo.
La hidroxiapatita se fabrica a partir de un polvo inicial usando técnicas de moldeado por
compresión.

Las cerámicas densas de hidroxiapatita tienen una resistencia a la compresión mayor que el
hueso cortical, pero su resistencia a la tracción es 2,5 veces menor que la resistencia a la
compresión debido a su estructura, en la que los átomos se encuentran escasamente
agrupados.

La unión metal-cerámica se consigue mejorar las resistencias a la tracción y cizalladura sin
alterar el metal. La resistencia de la interfaz metal cerámica depende de la rugosidad de la
superficie metálica y del grosor de la capa cerámica.
Para un espesor de 50micras corresponden 50MPa de resistencia a la tracción y 480 MPa de
resistencia a la fatiga en 10 millones de ciclos de carga.
El espesor ideal que se utiliza está entre 30 y 50 micras ya que si se aumenta ésta espesor se
produce un aumento por fallos por fatiga y delaminaciones.

Cerámicas reactivas: Vitrocerámicas
Todas son vidrios con un bloque de construcción básico: el SiO4
4-. Hay dos vitrocerámicas que se
han desarrollado mucho como biomateriales: Bioglass® y Ceravital®. El uso de éstos se debe más
a sus propiedades químicas que físicas: tienen una baja expansión térmica, pero sus
propiedades mecánicas son inferiores a las de otras cerámicas bioinertes.
La reactividad química de las vitrocerámicas las hace bioactivas con tejidos blandos y duros si se
selecciona apropiadamente la composición de estas cerámicas.

Se dividen en 2 grupos de acuerdo a sus reacciones:
Al grupo A pertenecen las vitrocerámicas que una vez incorporadas en el paciente ayudan al
proceso de regeneración ósea llamado osteoinducción
Al grupo B pertenecen las vitrocerámicas que ayudan en la osteoconducción
Debido a estas propiedades químicas, que se dan en la superficie del biomaterial (en la interfase
biomaterial-tejido) se usan como prótesis dentales y ortopédicas.

Cerámicas reactivas: Biocomposites
Los biocompuestos contienen 2 o más materiales constituyentes
diferentes o fases, que son capaces de actuar de manera sinérgica
Las propiedades del material van a depender de las propiedades de
los constituyentes del material compuesto. Si se usan dos cerámicas
inertes, que suelen ser muy resistentes, se obtiene un material más
resistente que los materiales de partida.
Si se quiere un material resistente a la vez que tenga propiedades
bioactivas, se tiene los materiales compuestosy si se mezclan dos
materiales con propiedades bioactivas, el biomaterial resultante
combinará las propiedades fisicoquímicas de ambos.

PolímerosTambién llamados plásticos tiene una amplia gamma de características
dada por su composición química, estructura y fabricación
Los ejemplos de polímeros sintéticos incluyen polimetilmetacrilato
bioestables (PMMA), caucho de silicona, polietileno (PE), resinas
acrílicas, poliuretanos o polipropileno cementos óseos acrílicos.
Estan formados por unidades repetidas o monómeros que forman
cadenas largas lineales cruzadas o ramificadas,

Características.
Peso molecular, composición química, grado de cristalinidad, tamaño, polaridad de los grupos,
grado de entrecruzamiento
Al aumentar el peso molecular y cristalinidad elevan la resistencia y tracción

Cemento óseo
Polimetilmetacrilato o cemento acrílico.
◦ Monómero liquido
◦ (97% de metilmetacrilato, 2.6% de dimetil ptoludina como activador, pquelas cantidades de
hidroquinona como estabilizador.)
◦ Polvo de esferas polimerizadas.
◦ (88% de polímero, 10 % de sulfato de bario u oxido de zirconio radioopacos y peróxido de
benzoil como iniciador)

Fases
Polimerización del monómero y formación de pasta adherente
Fraguado y reacción exotérmica, disminuye la adhesividad (3-4min)
◦ Relación polvo liquido.
◦ Serie marca de cemento.
◦ Humedad relativa
◦ Temperatura ambiente
Endurecimiento y enfriamiento.

Polimetilmetacrilato
Cemento para las artroplastías totales
Complemento de la fijación vertebral
Relleno en fracturas patológicas

Características mecánicas.
Poco dúctil
modulo de elasticidad 2.5 Gpa menor al hueso cortical.
Tiene buena resistencia a la compresión (90-95 MPa) y menor resistencia a la tracción (30 Mpa)
◦ Mas débil que el tejido óseo a la tracción, cizallamiento y flexión
◦ Presenta una porosidad 3-10% que se debilidad por los microespacios creados por la sangre o los
antibióticos.
Por la liberación de productos químicos forma una interfaz hueso-implante, el espesor de la
capa optimo es de 3-5 mm, que tiene un modulo de elasticidad dispares, que ocasiona muchas
tensiones, que condicionan aflojamiento.

Polietileno
El polietileno (PE) es un material termoplástico blanquecino, de
transparente a translúcido, y es frecuentemente fabricado en finas láminas
transparentes de uso común.
Por la polimerización de etileno pueden obtenerse productos con
propiedades físicas muy variadas. Estos productos tienen en común la
estructura química fundamental (-CH2-CH2-)n, y en general tienen
propiedades químicas de un alcano de peso molecular elevado.
◦ De baja densidad (LDPE)
◦ De alta densidad (HDPE).

El de baja densidad tiene una estructura de cadena enramada, mientras que el
polietileno de alta densidad tiene esencialmente una estructura de cadena recta
Las propiedades de las resinas de polietileno se deben principalmente, a tres
propiedades moleculares básicas:
◦ Densidad
◦ Peso molecular promedio
◦ Distribución del peso molecular.

Peso molecular
El polietileno tiene un peso molecular medio numérico de 15000 contiene material de peso
molecular inferior a 1000 y también superior a 80000.
El polietileno con un peso molecular superior a 500,000 tiene mejores características
mecánicas.

PropiedadesPolietileno de peso molecular ultra alto (UHMWPE) es un
subconjunto de materiales de polietileno con cadenas
extremadamente largas y un peso molecular entre 2 y 6 millones
de unidades
◦ Alta resistencia, ductilidad, biocompatibilidad y estabilidad mecánica.
El polietileno de alto peso molecular es un sólido blanco y
translúcido.
A las temperaturas ordinarias es tenaz y flexible, y tiene una
superficie relativamente blanda que puede rayarse con la uña.

Ha demostrado mejorar las tasas de desgaste en la artroplastia de cadera, pero los beneficios
no se han demostrado ser de la misma medida en la artroplastia de rodilla.
Los riesgos del uso de PE altamente ligado en la artroplastia de rodilla incluyen fractura tibial
posterior, la interrupción del mecanismo de bloqueo, fractura de revestimiento que puede
conducir a un mayor desgaste y osteolisis
La evidencia actual sugiere que este polietileno se deben utilizar con precaución y solamente
en los pacientes más jóvenes y activos
El espesor mínimo recomendado de un inserto de PE es de 8 mm
J CLIN ORTHOP TRAUMA . J CLIN ORTHOP TRAUMA. 2015 JUN; 2015 JUN; 6(2): 108–112. 6 (2): 108-112.
PUBLISHED ONLINE 2015 FEB 19. DOI: 10.1016/J.JCOT.2015.01.096 PUBLICADO EN INTERNET EL 2015 FEBRERO 19. DOI: 10.1016 / J.JCOT.2015.01.096
PMCID: PMC4411358 PMCID: PMC4411358
POLYETHYLENE IN KNEE ARTHROPLASTY: A REVIEW POLIETILENO EN LA ARTROPLASTIA DE RODILLA: UNA REVISIÓN
GAUTAM CHAKRABARTY , MBBS, D ORTH, MS ORTH, MCH ORTH, FRCS (ED), FRCS (TRAUMA & ORTH), A, ∗ MAYANK VASHISHTHA , MBBS, MRCS (GLAS), B AND DANIEL LEEDER , MBCHB C GAUTAM CHAKRABARTY , MBBS, D ORTH, MS ORTH, MM ORTH
FRCS (ED), FRCS (TRAUMA Y ORTH), A, * MAYANK VASHISHTHA , MBBS, MRCS (GLAS), B Y DANIEL LEEDER , C MBCHB
Polietileno de peso molecular ultra alto
(UHMWPE)

Desde que John Charnley (1963) utilizara por primera vez el núcleo de
polietileno para el reemplazo articular, existe una preocupación por su
desgaste, siendo éste la causa principal de osteólisis en prótesis totales
de cadera (PTC) no cementadas
Causas que influyen en su desgaste,
◦ Factores biológicos como la edad, peso
◦ Factores de diseño de los componentes,
◦ Factores técnicos. quirúrgicos
CONSIDERACIONES DE LOS DESGASTES DEL POLIETILENO APLICADOS A PRÓTESIS TOTALES DE CADERA
CONSIDERATIONS REGARDING POLYETHYLENE WEAR IN TOTAL HIP ARTHROPLASTY
H. FAHANDEZH-SADDI DÍAZA, A. VILLA GARCÍAA, A. RÍOS LUNAA, J. VAQUERO MARTÍNA
A SERVICIO DE CIRUGÍA ORTOPÉDICA Y TRAUMATOLOGÍA. HOSPITAL GENERAL UNIVERSITARIO GREGORIO MARAÑÓN.
MADRID.

El desgaste que experimenta el polietileno frente al metal, no afecta
dimensionalmente a la función de la prótesis, lo es respecto a la bioactividad que
producen las partículas submicroscópicas que se generan y que dan lugar a un
proceso de pérdida de hueso periprotésico denominado osteolisis
La reticulación de las cadenas poliméricas mediante la
radiación gamma o haces de electrones es la clave que
permite disminuir el desgaste del polietileno
posteriormenteson sometidos a tratamientos térmicos
de recocido o refusión, o a la incorporación de 0,001 %
de vitamina E
J Clin Orthop Trauma
10.1016/j.jcot.2015.01.096 10.1016 / j.jcot.2015.01.096
Gautam Chakrabarty Mayank Vashishtha Daniel Leeder Gautam Chakrabarty Mayank
Vashishtha Daniel Leeder

Factores biológicos
◦ Edad menor edad, mayor desgaste
◦ Peso mayor peso, mayor desgaste
Estructura química
◦ PAD: elevado desgaste
◦ PAPM menor desgaste
Grosor del polietileno
◦ < 4 mm: fatiga frecuente
◦ Tamaño óptimo: 6-8 mm
Diseño de los componentes
◦ Tamaño de la cabeza
◦ Cabeza de 32 mm: gran desgaste
◦ Cabeza de 28 mm: menor desgaste
 Superficies articuladas
 PAPM-Cr-Co-Mo: muy usado
 PAPM-Ti: alto desgaste
 PAPM-alúmina: usado Europa menor desgaste
 PAPM-zirconio: usado EE.UU.,
 Par metal-metal: desgaste similar PAPM con Cr-Co-Mo
 Esterilización y almacenaje
 Esterilización gamma air 4 Mrad Elevado desgaste
(degradación oxidativa)
 Esterilización gas plasma 5 Mrad Menor desgaste
 Factores tecnicoquirúrgicos
 Inclinación acetabular
 Incorrecta: desgaste más precoz
 Correcta: desgaste más tardío
 Erosiones, ralladuras

Las alteraciones del polietileno que se pueden evidenciar en las radiografías son:
desgaste, rotura y luxación del polietileno.
Desgaste del polietileno. Radiografía anteroposterior de rodilla
derecha que revela desgaste del polietileno (flecha roja)
acompañado de areas radiolucentes del hueso periimplantado
(flecha verde) que corresponden a granulomatosis agresiva,
causando la perjudicial posición en valgo de la prótesis total de
rodilla.

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