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UNIVERSIDAD DE MONTERREY

División de Ciencias de la Salud

Departamento de Ingeniería

“Incremento de Resistencia al Desgaste de Par de Fricción CoCrMo -

UHMWPE con Aplicación en Prótesis de Rodilla”

Autores

240206 Fiorella Canales Dieck

278144 Lorena García Pérez

330224 Mara Durán Rosillo

Asesora

Dra. Laura Peña Parás

San Pedro Garza García, N.L., a 20 de mayo de 2016

2 Prólogo

Prólogo

El constante movimiento entre los materiales utilizados comúnmente para aplicaciones en

prótesis de rodillas ocasiona un desgaste en los mismos, lo cual disminuye la vida útil de la

prótesis, resulta en una segunda operación de manera prematura, y en algunos casos los

iones generados resultan en complicaciones a la salud de los pacientes. Así también, la

duración estimada de prótesis en condiciones ideales es de alrededor de 15 años, sin

embargo, de implantarse en pacientes jóvenes implica la realización de múltiples cirugías

de revisión.

Es debido a esta problemática que nace este proyecto, donde se busca desarrollar

lubricantes artificiales reforzados con nanopartículas para utilizarse en prótesis de

articulaciones, tales como la realizada en la rodilla. Esta investigación se enfocó en dos

ciencias en particular: la “Tribología”, ciencia que estudia la fricción, desgaste y

lubricación; y la Nanotecnología, ciencia que estudia la materia en una escala de 1-100 nm,

y donde se obtienen propiedades superiores que en la macroescala.

Después de un trabajo verdaderamente exhaustivo las alumnas Fiorella, Mara y Lorena han

logrado desarrollar innovadores lubricantes para prótesis de rodilla con propiedades

tribológicas superiores a los lubricantes convencionales. Los resultados han sido excelentes,

al mostrar incrementos en resistencia al desgaste de hasta el 260%, reduciendo también el

coeficiente de fricción en un 60%. Esto se traduciría en una mucha mayor vida útil de la

prótesis y principalmente una mayor calidad de vida para el paciente

A las alumnas les agradezco la confianza para de nuevo escogerme como su asesora, espero

podamos seguir colaborando en un futuro. ¡Les deseo el mayor de los éxitos!

Laura Peña Parás

Mayo de 2016

3 Agradecimientos

Agradecimientos

Dedicamos este trabajo a Dios, a nuestros padres y hermanas, a nuestra asesora Laura,

maestros y amigos. Que con su experiencia han contribuido en gran parte a la formación de

nuestra vida, y que desde el principio han fortalecido nuestro espíritu para andar en ella.

A ustedes, que depositaron en nosotras toda su confianza, que nos hicieron sentir todo su

apoyo y que nunca escatimaron esfuerzo alguno. Gracias por enseñarnos que un fracaso, no

es más que una nueva oportunidad para volver a empezar de nuevo.

A ustedes, que nos han acompañado en este largo camino, gracias por darnos las

herramientas para construir este sueño, por acompañarnos de la mano, y gracias por toda su

ayuda para animarnos a lograr lo que hoy se ha consumado.

Por todo el ayer, les dedicamos todo nuestro mañana.

4 Resumen

Resumen

La resistencia al desgaste de los biomateriales utilizados en la articulación artificial de

rodilla contribuye a la vida útil y al éxito del implante. El par de fricción de CoCrMo y

polietileno de ultra alto peso molecular (UHMWPE por sus siglas en inglés) son

comúnmente utilizados en prótesis de rodilla; su desempeño puede ser mejorado al agregar

lubricantes cuyas propiedades disminuyen el desgaste entre los materiales. En este estudio,

se prepararon nanolubricantes utilizando nanotubos de halloysita (HNTs) al 0.05 wt%

dispersos en polietilenglicol (PEG 600) por medio de ultrasonificación; ambos materiales

son biocompatibles. Las propiedades tribológicas de los lubricantes, HNTs-PEG, PEG 600

y solución de Hartmann fueron caracterizadas en la máquina tribológica T-05 block-on-

ring, donde se utilizó un tribopar de fricción: un anillo de CoCrMo y un bloque de

UHMWPE. La pérdida de masa, desplazamiento y coeficiente de fricción (COF por sus

siglas en inglés) fueron medidas en un periodo de 12, 24 y 36 horas. La rugosidad de la

superficie fue obtenida por medio de un sistema de medición óptica en 3D (Alicona). Los

resultados mostraron que utilizando el lubricante HNTs-PEG, disminuyó la pérdida de

masa del bloque y del anillo en un 260% y 75% respectivamente comparado con la

solución de Hartmann. Asimismo, el COF disminuyó un 60%. Dichas mejoras se

atribuyeron a que el lubricante PEG 600 actuó como plastificante y formó un tribofilm con

los bloques de UHMWPE gracias a su compatibilidad química y a que los HNTs rellenaron

valles en la superficie del anillo de CoCrMo, logrando una diminución en el COF. Los

resultados obtenidos en el estudio demostraron que el nanolubricante PEG 600 reforzado

con HNTs puede reducir efectivamente el desgaste del par de fricción CoCrMo-UHMWPE

y así incrementar la vida útil de la articulación artificial de rodilla.

5 Resumen

Tabla de Contenido

Prólogo .............................................................................................................................. 2

Agradecimientos ................................................................................................................ 3

Resumen ............................................................................................................................ 4

Índice de Figuras ................................................................................................................ 8

Índice de Tablas ............................................................................................................... 13

1 Introducción general ................................................................................................. 14

1.1 Planteamiento del problema y justificación. ....................................................... 14

1.2 Organización cliente .......................................................................................... 15

1.3 Objetivos ........................................................................................................... 15

1.3.1 Objetivo general ......................................................................................... 15

1.3.2 Objetivos específicos .................................................................................. 15

1.4 Impacto .............................................................................................................. 16

1.5 Alcances ............................................................................................................ 16

1.6 Metodología de investigación............................................................................. 16

2 Biomateriales para aplicaciones ortopédicas .............................................................. 17

2.1 ¿Qué son los biomateriales? ............................................................................... 17

2.2 Interacción con el cuerpo humano. ..................................................................... 17

2.2.1 Biocompatibilidad....................................................................................... 17

2.2.2 Propiedades físicas y mecánicas de biomateriales. ...................................... 18

2.2.3 Estabilidad mecánica y biológica. ............................................................... 18

2.2.4 Resistencia a la corrosión. ........................................................................... 19

2.2.5 Resistencia al desgaste y aflojamiento del implante. .................................... 19

2.3 Tipos de biomateriales (para aplicaciones ortopédicas) ...................................... 19

2.3.1 Biometales .................................................................................................. 19

2.3.2 Biopolímeros .............................................................................................. 22

2.3.3 Biocerámicos .............................................................................................. 23

2.4 Respuesta del cuerpo a implantes ....................................................................... 26

3 Biotribología ............................................................................................................. 28

3.1 ¿Qué es tribología? ............................................................................................ 28

3.2 Sistema tribológico ............................................................................................ 29

6 Resumen

3.3 Fundamentos de la tribología ............................................................................. 30

3.3.1 Fricción ...................................................................................................... 30

3.3.2 Desgaste ..................................................................................................... 32

3.3.3 Lubricación................................................................................................. 34

3.4 Tribofilm ........................................................................................................... 38

3.4.1 Clasificación de Tribofilms ......................................................................... 39

3.5 Rugosidad .......................................................................................................... 40

3.5.1 Medición de rugosidad ................................................................................ 41

4 Nanotecnología ......................................................................................................... 42

4.1 ¿Qué es la nanotecnología? ................................................................................ 42

4.2 Aplicaciones de la nanotecnología ..................................................................... 42

4.3 Nanomateriales y nanopartículas ........................................................................ 43

4.4 Nanolubricantes y nanofluidos ........................................................................... 45

4.4.1 Aplicaciones de los nanolubricantes y nanofluidos ...................................... 46

5 Prótesis de Rodilla .................................................................................................... 47

5.1 La rodilla ........................................................................................................... 47

5.1.1 Articulación de la Rodilla ........................................................................... 47

5.1.2 Biomecánica de la Rodilla .......................................................................... 48

5.1.3 Lubricación en la rodilla ............................................................................. 50

5.2 Causas del reemplazo total de rodilla ................................................................. 52

5.3 Componentes y materiales de la prótesis de rodilla ............................................. 54

5.3.1 Aleaciones a base de Cobalto ...................................................................... 55

5.3.2 UHMWPE .................................................................................................. 55

5.4 Avances tecnológicos en la prótesis de rodilla .................................................... 56

6 Metodología de investigación.................................................................................... 61

6.1 Materiales .......................................................................................................... 61

6.2 Caracterización de materiales ............................................................................. 64

6.2.1 Pruebas tribológicas .................................................................................... 64

6.2.2 Rugosímetro ............................................................................................... 67

6.2.3 Ensayo de proliferación celular ................................................................... 71

7 Resultados ................................................................................................................ 84

7.1 Rugosidad .......................................................................................................... 84

7.2 Pérdida de masa ................................................................................................. 86

7 Resumen

7.3 Coeficiente de fricción ....................................................................................... 89

7.4 Desplazamiento ................................................................................................. 91

7.5 Ensayo de proliferación celular .......................................................................... 91

8 Conclusiones y recomendaciones .............................................................................. 94

9 Bibliografía ............................................................................................................... 95

8 Índice de Figuras

Índice de Figuras

Figura 1.1. Desgaste presente en uno de los materiales de la prótesis de rodilla. [4].......... 14

Figura 1.2. Daño presente en rodilla por la presencia de partículas de desgaste que causan

inflamación, pérdida ósea y falla del implante. [4]............................................................ 15

Figura 2.1. Ilustración esquemática de la biocompatibilidad [5]. ...................................... 18

Figura 2.2. Proceso de sanación de fractura de hueso 22 semanas después de cirugía (la

flecha muestra la formación del callo) [10]....................................................................... 20

Figura 2.3. Fractura de cadera fijada con clavos de acero inoxidable grado médico [11] ... 21

Figura 2.4. Cabezas femorales y copas acetabulares para prótesis de cadera de CoCr [12] 22

Figura 2.5. Respuesta del tejido en contacto con un implante metálico deformado bajo

cargas cíclicas [12] ........................................................................................................... 26

Figura 2.6. Reacción celular de linfocitos debido a la presencia de iones tóxicos en el

sistema y acumulación de macrófagos conteniendo partículas metálicas [14] ................... 27

Figura 3.1. Métodos para prevenir la fricción y sus efectos. [18] ...................................... 28

Figura 3.2. Comparación de una articulación sinovial y un cojinete liso. [21] ................... 29

Figura 3.3. Asperezas microscópicas de dos cuerpos aparentemente lisos. [17] ............... 31

Figura 3.4. Ejemplos de coeficientes de fricción entre dos materiales. [17]....................... 32

Figura 3.5. Desprendimiento de partículas entre dos materiales. [27]................................ 33

Figura 3.6. Desgaste abrasivo a) a de los cuerpos y b) a tres cuerpos. [28] ........................ 33

Figura 3.7. Etapas del desgaste por fatiga. [29] ................................................................ 34

Figura 3.8. Diferencia entre dos superficies en contacto con y sin lubricante. [31] ............ 35

Figura 3.9. Tipos de lubricación a) lubricación límite, b) lubricación mixta y c)

lubricación hidrodinámica. [16]........................................................................................ 37

Figura 3.10.Ejemplificación de un Tribofilm. [34] .......................................................... 38

Figura 3.11. Irregularidades de la superficie de un material. [37]..................................... 40


Figura 3.12. Análisis de datos de los perfiles de alturas en una superficie. [38] ............... 41

Figura 4.1. Algunos ejemplos en diferentes escalas manométricas. [1] ............................ 42

Figura 4.2. Clasificación de nanomateriales: a) 0-D, nanopartículas de oro; b) 1-D, fibras

poliméricas; c) 2-D, películas poliméricas y d) 3-D, superred obtenida por autoensamblaje

de nanopartículas de oro. [42] .......................................................................................... 44

Figura 4.3. Ejemplo de nanofluido con nanopartículas y estabilizador [11] ...................... 46

Figura 5.1.Anatomía de la rodilla. [49] ............................................................................ 47

Figura 5.2. Localización de la cápsula y el líquido sinovial. [19] ..................................... 48

Figura 5.3. Movimientos de flexión y extensión en la rodilla. [51] .................................. 48

Figura 5.4. Movimientos rotación interna con un ángulo de 30° y rotación externa con un

ángulo de 40° en la rodilla. [52] ....................................................................................... 49

Figura 5.5. Representación de las fuerzas actuantes en la rodilla; a) carga generada, b)

fuerza de reacción y c) fuerza producida por el músculo. [50] .......................................... 50

Figura 5.6. Representación de las partes lubricantes de la rodilla. [55] ............................ 51

Figura 5.7. Radiografía de la rodilla donde se puede apreciar el cojinete creado por el

líquido sinovial. [57] ........................................................................................................ 52

Figura 5.8. Fotografías de un cartílago normal, así como la de un cartílago desgastado. [58]

........................................................................................................................................ 53

Figura 5.9. a) Rodilla con daños estructurales en los meniscos, cartílago y parte de los

huesos y b) implante de rodilla para reparar los daños. [49] .............................................. 53

Figura 5.10. Partes de una prótesis de rodilla. [4] ............................................................ 54

Figura 5.11. Corrosión por picadura en componente de CoCr después de 2 millones de

ciclos en prueba de desgaste con lubricante BS+HA. [66] ................................................ 58

Figura 5.12. Corrosión por picadura en componente de CoCr después de 2 millones de

ciclos en prueba de desgaste con lubricante BS. [66] ........................................................ 59


Figura 5.13. Imágenes del SEM de la superficie del UHMWPE con cada lubricante, en una

prueba de fricción bajo una carga de 200N. a) PEG, b) Líquido sinovial y c) PEG y líquido

sinovial. [63] .................................................................................................................... 60

Figura 5.14. Imágenes del SEM de la superficie del UHMWPE con cada lubricante, en una

prueba de fricción bajo una cargar de 500N. a) PEG, b) Líquido sinovial y c) PEG y líquido

sinovial. [63] .................................................................................................................... 60

Figura 6.1. Muestras de los anillos de CoCrMo (ASTM F75) y los bloques de UHMWPE.

........................................................................................................................................ 61

Figura 6.2. Lubricantes usados en las pruebas de tribología fueron la solución de

Hartmann, el PEG y HNTs (0.05 wt. %) para el nanolubricante........................................ 63

Figura 6.3.Estructura molecular del PEG. [63] ................................................................ 63

Figura 6.4.Estructura molecular y física de los nanotubos de Halloysita. [68] .................. 64

Figura 6.5. Esquema de la prueba tribológica Block-on-Ring. [69] .................................. 65

Figura 6.6. Muestras de la prueba tribológica Block-on-Ring. [69] .................................. 65

Figura 6.7. Procedimiento para las pruebas de desgaste (Block on Ring). ......................... 67

Figura 6.8. Procedimiento de pesaje del par fricción antes y después de cada prueba de

Block on Ring. ................................................................................................................. 67

Figura 6.9. Microscopio óptico InfiniteFocusSL. [70] ...................................................... 68

Figura 6.10. Superficie del anillo de CoCrMo a través de microscopio óptico 3D. ............ 69

Figura 6.11. Superficie del anillo de CoCrMo en una imagen 3D. .................................... 70

Figura 6.12. Toma del Ra de la superficie del anillo de CoCrMo. ..................................... 70

Figura 6.13. Diagrama del análisis de datos de los perfiles de alturas de la superficie del

anillo de CoCrMo para la obtención del Ra. ..................................................................... 71

Figura 6.14. Células de glioblastoma C6 de rata observada a través de un microscopio

óptico. .............................................................................................................................. 73

Figura 6.15. Materiales para cámara Neubauer/ Hematocitómetro. [74]........................... 76


Figura 6.16. Detalle de la rejilla de la Cámara de Neubauer. [75] .................................... 76

Figura 6.17. Llenado del Hematocitómetro/Cámara de Neubauer. ................................... 78

Figura 6.18. Conteo Celular. Izquierda: Límite superior e izquierdo deben contabilizarse.

Límite inferior o derecho no se contabilizan. Derecha: Recuento con alta concentración

celular. [75]...................................................................................................................... 79

Figura 6.19. Muestra de un conteo celular. ..................................................................... 79

Figura 6.20. Procedimiento del ensayo CellTiter-Glo® Luminescent Cell Viability Assay.

........................................................................................................................................ 81

Figura 6.21. Reacción de la luciferasa en presencia de ATP y oxígeno. [76] ................... 81

Figura 6.22. Preparación y uso de CellTiter-Glo® Reagent. [76] .................................... 83

Figura 7.1. Perfiles de la superficie de los anillos antes y después de cada prueba de

desgaste para la obtención del Ra. .................................................................................... 85

Figura 7.2. Cambio de rugosidad de la superficie de los anillos de CoCrMo. ................... 85

Figura 7.3. Desgaste adhesivo generado en dos superficies en contacto provocando las

partículas de desgaste. [78] .............................................................................................. 86

Figura 7.4. Masa perdida de los bloques de UHMWPE en presencia de diferentes

lubricantes. La flecha roja indica masa perdida y la flecha verde masa ganada. ................ 87

Figura 7.5. Masa perdida de los anillos de CoCrMo en presencia de diferentes lubricantes.

........................................................................................................................................ 88

Figura 7.6. PEG actuando como plastificante y formando tribofilm en conjunto con HNTs

sobre la superficie del bloque de UHMWPE. ................................................................... 88

Figura 7.7. Representación de llenado de valles por parte de HNTs en la superficie de

CoCrMo. .......................................................................................................................... 89

Figura 7.8. Coeficiente de fricción presentado en el sistema tribológico. ......................... 90

Figura 7.9.Comportamiento de los HNTs entre las superficies en contacto. [85] .............. 90

Figura 7.10. Desplazamiento presentado en el sistema tribológico................................... 91


Figura 7.11. Ensayo de proliferación celular con tratamientos de PEG y PEG-HNTs

(TMPS) a 24, 48 y 72 horas.............................................................................................. 92

Figura 7.12. Ensayo de proliferación celular con tratamiento a base de PEG-HNTs en

diferentes concentraciones por 24 horas. .......................................................................... 93

13 Índice de Tablas

Índice de Tablas

Tabla 2.1.Propiedades de metales y aleaciones utilizadas en implantes quirúrgicos [7]. .... 22

Tabla 2.2. Propiedades de biopolímeros. [7] ..................................................................... 23

Tabla 2.3 Propiedades de cerámicos inertes utilizados como biomateriales. [7] ................ 25

Tabla 2.4 Propiedades mecánicas de biomateriales ortopédicos de mayor uso. [7] ............ 25

Tabla 4.1. Aplicaciones de nanotecnología en el sector farmacéutico y médico. [40] ........ 43

Tabla 5.1 Propiedades del polietileno según su peso molecular. [62] ................................ 56

Tabla 5.2 Composición bioquímica de líquido sinovial y suero bovino [65] ..................... 59

Tabla 6.1 Tabla de experimentación. ................................................................................ 62

Tabla 6.2 Distribución de células en placa de 96 pocillos. ................................................ 72

14 Introducción general


1.1 Planteamiento del problema y justificación.

El movimiento constante entre los pares de fricción de la prótesis de rodilla genera un

desgaste considerable como se puede apreciar en la Figura 1.1. Y a su vez crea partículas de

desgaste que causan inflamación, pérdida ósea, falla del implante y cirugías de revisión [1],

como se observa en la Figura 1.2. Los pacientes que necesitan implantes son cada vez más

jóvenes, por lo que requieren materiales que cuenten con un mejor desempeño, ya que la

duración de articulaciones artificiales se ha estimado entre 10 y 15 años [2]. Sin embargo,

este tiempo de vida útil se puede ver reducido a 2 años debido a una mala selección de

materiales [3].

Teniendo en cuenta lo mencionado, es necesario incrementar las propiedades tribológicas

de materiales utilizados en el remplazo de articulaciones de rodilla, principalmente la

resistencia al desgaste.

Figura 1.1. Desgaste presente en uno de los materiales de la prótesis de rodilla. [4]


Figura 1.2. Daño presente en rodilla por la presencia de partículas de desgaste que causan inflamación,

pérdida ósea y falla del implante. [4]

1.2 Organización cliente

Para la realización de este proyecto, el área de ciencias de la salud y el departamento de

ingeniería de la Universidad de Monterrey, trabajaron en colaboración con la Facultad de

Ingeniería Mecánica de la Universidad Autónoma de Nuevo León y el Tecnológico de

Monterrey.

1.3 Objetivos

1.3.1 Objetivo general

Determinar la resistencia al desgaste del par de fricción CoCrMo - UHMWPE

(aleación a base de Cobalto - polietileno de ultra alto peso molecular) en prótesis de

rodilla con aplicación de lubricantes biocompatibles.

1.3.2 Objetivos específicos

Determinar los parámetros adecuados para realización de pruebas tribológicas.

Determinar la resistencia al desgaste de materiales con lubricantes.

Analizar la superficie y rugosidad de las muestras usadas.

Analizar proliferación celular en presencia de lubricantes.


1.4 Impacto

El impacto de este proyecto es mejorar el desempeño tribológico de la prótesis de rodilla a

través del uso de lubricantes biocompatibles, con el propósito de disminuir las partículas de

desgaste logrando así incrementar la vida útil de la prótesis y evitar una segunda operación.

1.5 Alcances

El presente trabajo tiene como alcance la preparación de un artículo técnico para su posible

publicación en una revista indexada, así como la preparación de una ponencia para un

congreso nacional y/o internacional.

1.6 Metodología de investigación

Para la realización de la investigación se llevaron a cabo los siguientes pasos:

Investigación del estado de arte.

La selección de materiales a utilizar.

La obtención de parámetros para las pruebas de desgaste.

La realización de las pruebas de desgaste y de rugosidad.

La realización de las pruebas de proliferación celular.

El análisis de resultados.

Conclusiones y trabajo futuro.

17 Biomateriales para aplicaciones ortopédicas


2.1 ¿Qué son los biomateriales?

Un biomaterial puede definirse como cualquier material utilizado en dispositivos para

reemplazar una parte anatómica, así como alguna función de manera segura, económica y

fisiológicamente aceptable debido a que se encontrará en contacto con sistemas biológicos

[5]. Los dispositivos utilizados en el campo de la ortopedia comúnmente son llamados

implantes [6]. De esta manera, el campo de los biomateriales tiene un gran impacto en la

salud humana y se han utilizado en aplicaciones como prótesis cardiovasculares,

ortopédicas, dentales, oftalmológicas, entre otras, así como en cirugía reconstructiva,

suturas, bioadhesivos y dispositivos con liberación controlada de fármacos [7].

2.2 Interacción con el cuerpo humano.

Es importante destacar que el éxito de un biomaterial o un implante depende de ciertos

factores: las propiedades y biocompatibilidad del implante, la condición de salud de quien

recibe el implante y las habilidades del cirujano que implanta y monitorea el progreso[5].

2.2.1 Biocompatibilidad

La biocompatibilidad es una de las principales características con las que deben

contar los dispositivos médicos aplicados en el área ortopédica. Esto significa que el

implante no debe afectar local ni sistémicamente al ambiente con el que interactúa

[6]. Lo anterior significa que el biomaterial no debe ser tóxico, alergénico,

trombogénico, antigénico ni carcinógeno. Sin embargo, éste puede ser inerte o

activar tejidos, pero no debe ocasionar cambios perjudiciales en el sistema biológico

con el que se encuentren en contacto [8]. En la Figura 2.1 se pueden observar

algunos aspectos que se ven involucrados en la biocompatibilidad.


Figura 2.1. Ilustración esquemática de la biocompatibilidad [5].

2.2.2 Propiedades físicas y mecánicas de biomateriales.

Cada biomaterial debe contar con ciertas propiedades dependiendo de su aplicación,

como lo son la resistencia a la tracción, la fuerza de cedencia, el módulo elástico, la

resistencia a la fatiga y a la corrosión, el acabado de superficie, la dureza, resistencia

al desgaste y la porosidad [6]. Además, el biomaterial debe resistir fuerzas

mecánicas, bioquímicas y químicas inducidas por el cuerpo humano [8].

2.2.3 Estabilidad mecánica y biológica.

El cirujano tiene un papel importante, ya que deberá lograr la estabilidad

biomecánica del implante, mientras que el cuerpo humano se encargará de la

estabilidad biológica [6].


2.2.4 Resistencia a la corrosión.

Representa un aspecto muy importante a tomar en cuenta, debido a que puede

ocasionar la liberación de iones que afectan de manera local y sistémica al ambiente

en el que se encuentren, principalmente con el uso de implantes metálicos [6].

2.2.5 Resistencia al desgaste y aflojamiento del implante.

El desgaste del implante, así como su aflojamiento son causas de falla que deben

considerarse, principalmente cuando se trata de dispositivos a largo plazo [6].

2.3 Tipos de biomateriales para aplicaciones ortopédicas.

Es de gran importancia entender las propiedades de los biomateriales utilizados en el área

de la ingeniería biomédica, así como su configuración estructural y su interacción con

tejidos, sangre y fluidos intracelulares y extracelulares del cuerpo humano [6]. Los

principales biomateriales utilizados se han clasificado dentro de tres categorías: biometales,

biopolímeros y biocerámicos [5], y cada grupo cuenta con determinadas ventajas,

desventajas y aplicaciones, las cuales se mencionarán a continuación.

2.3.1 Biometales

Debido a que la principal función de los huesos largos consiste en el soporte de

cargas, los primeros materiales utilizados para reemplazar articulaciones fueron de

origen metálico. Su aplicación en este tipo de función se debe a su alta resistencia a

la tracción, ductilidad, resistencia a la fractura, dureza y resistencia a la corrosión

[7]. Sin embargo, los biometales presentan ciertas desventajas ya que son propensos

a corroerse y cuentan con densidades altas. Debido a estas propiedades, se han

utilizado en aplicaciones como remplazo de articulaciones, implantes dentales,

marcapasos y placas y tornillos para fijación de fracturas [5] [8].


2.3.1.1 Titanio (Ti) y sus aleaciones

La adición de distintos elementos da lugar a aleaciones con distintas estructuras

debido a la estabilización de ciertas fases, y de igual manera se llegan a mejorar las

propiedades mecánicas del Ti puro (ASTM F67). El Ti y sus aleaciones cuentan con

una capa estable de óxido (TiO2) en la superficie, presentan buena

biocompatibilidad, resistencia a la corrosión y a la fatiga, así como bajo módulo

elástico en comparación con el acero inoxidable y aleaciones de CoCrMo. La

aleación mayormente utilizada en aplicaciones médicas es Ti6Al4V (ASTM F136).

Sin embargo, el Ti tiene un costo muy alto debido a su método de procesamiento, y

sus aleaciones cuentan con una resistencia al desgaste baja [8]. Otra desventaja del

uso de esta aleación es la liberación de Al, que provoca efectos epilépticos y

Alzhimer, y V, que también resulta muy tóxico [9]. Una de las aplicaciones

ortopédicas del Ti son las barras de fijación intramedulares, y se puede observar en

la Figura 2.2.

Figura 2.2. Proceso de sanación de fractura de hueso 22 semanas después de cirugía (la flecha muestra la

formación del callo) [10]

2.3.1.2 Acero inoxidable

Los aceros inoxidables se encuentran clasificados dentro de tres categorías:

austeníticos, martensíticos y ferríticos, dependiendo de sus fases estructurales.

Una de las principales características de estos biometales es su resistencia a la

corrosión debido al alto porcentaje de Cromo (Cr) con el que cuentan (mínimo 12%

de Cr) [6], lo que permite la formación de una capa de óxido en la superficie del


material (Cr2O3), previniendo así la presencia de corrosión. Dicha composición de

elementos también le brinda al acero inoxidable una alta resistencia y es

químicamente inerte.

Para aplicaciones médicas, el acero inoxidable de grado médico que más se utiliza

es el acero austenítico 316L (ASTM F138). Su bajo porcentaje de Carbón (C)

reduce la formación de carburos de cromo en los límites de grano, minimizando así

la corrosión in vivo. Su costo y su forma de procesar, convierten al acero inoxidable

316L es una buena opción para implantes con distintas formas, así como con un

rango de propiedades mecánicas. Sin embargo, dicho material es propenso a la

corrosión bajo ambientes de alto estrés, y combinado esto con su alto módulo, son

utilizados en dispositivos temporales [8]. También puede liberar iones de Níquel

(Ni) y Cr debido a la corrosión, y los cuales son tóxicos, generando problemas en la

piel y daños en el sistema nervioso central, respectivamente [9]. El acero inoxidable

316L es utilizado en fijación de fracturas a través de clavos como se muestra en la

Figura 2.3

Figura 2.3. Fractura de cadera fijada con clavos de acero inoxidable grado médico [11]

2.3.1.3 Aleaciones a base de Cobalto (Co)

Las aleaciones a base de Co cuentan con buena resistencia al desgaste y a la fatiga.

Existen dos tipos de implantes a base de Co: aleaciones CoCrMo por colado,

utilizadas principalmente en aplicaciones dentales y componentes de articulaciones,

y aleaciones CoNiCrMo y CoCrWNi por forjado en caliente, aplicadas en vástagos

para prótesis de cadera o rodilla, como se muestra en la Figura 2.4. Sin embargo, la

aleación a base de Co más utilizada en aplicaciones médicas es CoCrMo (ASTM


F75) [8], la cual fue utilizada en el presente trabajo y cuyas propiedades se

mencionan en el capítulo 5. Una de las desventajas de utilizar esta aleación es la

liberación de iones tóxicos de Cr y Co, que provocan daños en el sistema nervioso

central y anemia, respectivamente [9]. En la sección 2.4, se hablará más a detalle

sobre los efectos toxicológicos de dichos elementos. En la Tabla 2.1 se muestran

algunas propiedades mecánicas de materiales metálicos y sus respectivas aleaciones.

Figura 2.4. Cabezas femorales y copas acetabulares para prótesis de cadera de CoCr [12]

Tabla 2.1.Propiedades de metales y aleaciones utilizadas en implantes quirúrgicos [7].

2.3.2 Biopolímeros

Los biomateriales poliméricos son materiales orgánicos que forman largas cadenas

conformadas por unidades repetitivas y son extensamente utilizados en

componentes para remplazo de articulaciones [6]. Dichos polímeros cuentan con

una fuerza mecánica baja y se deforman y degradan con el tiempo. Son materiales

elásticos con densidades bajas (<2.2 g.cm-3

), buena biocompatibilidad y fáciles de


manufacturar. Representan la categoría de biomateriales más amplia y se sintetizan

o derivan de fuentes naturales [8]. Uno de los polímeros más utilizado en remplazo

de articulaciones es UHMWPE [6]. A continuación, se presentan dos polímeros con

aplicación ortopédica.

2.3.2.1 Polietileno de ultra alto peso molecular (UHMWPE)

El UHMWPE es un polímero cristalino (cristalinidad >80%) con un peso molecular

mayor a 2 x 106 g.mol

-1. Es muy utilizado en componentes ortopédicos ya que es

químicamente inerte, presenta una limitada reacción tisular, es bioestable, cuenta

con una alta dureza y buena resistencia al desgaste y a la fatiga [8]. Se hablará más

sobre este biopolímero en el capítulo 5.

2.3.2.2 Polimetilmetacrilato (PMMA)

Los poliacrilatos son utilizados en un amplio rango de aplicaciones biomédicas

debido a su buena procesabilidad y maquinabilidad. En cuanto a sus aplicaciones

ortopédicas, éstas consisten en la fijación de prótesis, así como prótesis dentales y

maxilofaciales. Una de sus ventajas como cemento para huesos es que puede

prepararse a temperatura ambiente y brinda una interface segura entre el hueso y el

implante [8]. En la

Tabla 2.2 se comparan algunas propiedades de biopolímeros.

Tabla 2.2. Propiedades de biopolímeros. [7]


2.3.3 Biocerámicos

Son materiales policristalinos conformados mayormente por elementos metálicos y

no metálicos y generalmente cuentan con enlaces iónicos o iónicos con algunos

covalentes. Sus principales características son la dureza y la fragilidad, algunas otras

se pueden apreciar en la Tabla 2.3 Trabajan principalmente bajo fuerzas de

compresión y los principales cerámicos con aplicación ortopédica son: Alúmina

(Al2O3) y Zirconia (ZrO2), utilizados en componentes acetabular y femoral [6]. Son

cerámicos bioinertes químicamente estables y cuya liberación de sustancias hacia

los tejidos es baja. No son tóxicos y presentan buena biocompatibilidad [8].

2.3.3.1 Alúmina

La alúmina cuenta con granos muy finos (<4𝜇m) y es químicamente puro con poca

cantidad de impurezas en las fronteras de grano. Debido a su pureza y alta

resistencia a la corrosión, cuenta con estabilidad a largo plazo y es utilizado en

implantes dentales. También tiene una alta fuerza mecánica y alta dureza, así como

un buen acabado superficial y bajo coeficiente de fricción. Sin embargo, su alto

módulo elástico provoca atrofia ósea y desprendimiento del implante, y su costo de

manufactura es muy elevado [8].

2.3.3.2 Zirconia

Su principal desventaja es el bajo módulo elástico. Sin embargo, puede existir en

distintas fases (monoclínica, tetragonal y cúbica), lo cual permite mejorar la dureza

y fuerza del material. La adición de óxidos (CaO, MgO y Y2O3) le brindan

estabilización y previene cambios en el volumen del material y agrietamiento en los

cambios de fase. En comparación con la alúmina, la zirconia en fase tetragonal y

con adición de Y2O3, cuenta con casi el doble de resistencia a la fractura, así como

un menor coeficiente de fricción y tamaño de grano más fino, lo que lo convierte en

un candidato para remplazar a la alúmina en aplicaciones ortopédicas o dentales. Sin

embargo, puede estar sujeto a degradación al encontrarse en ambientes acuosos [8].


Tabla 2.3 Propiedades de cerámicos inertes utilizados como biomateriales. [7]

Por último, es importante tomar en cuenta las propiedades mecánicas de los biomateriales,

ya que éstas deben encontrarse en algún rango similar a las del sistema biológico con el que

estarán en contacto o reemplazarán. En la Tabla 2.4 se muestran algunas propiedades

mecánicas de materiales aplicados en el área ortopédica comparados con las del hueso.

Tabla 2.4 Propiedades mecánicas de biomateriales ortopédicos de mayor uso. [7]


2.4 Respuesta del cuerpo a implantes

La fractura por fatiga y el desgaste se identifican como dos de los mayores problemas

asociados a la falla de implantes, siendo muy común la presencia de corrosión por fatiga y

desgaste, así como agrietamiento ocasionado por estrés. Cabe destacar que se considera de

gran importancia la respuesta del tejido hacia las partículas de desgaste generadas por los

procesos de fatiga. Generalmente, dichas partículas dan lugar a una respuesta inflamatoria e

inmunológica por parte del cuerpo humano. Esta respuesta provoca el inicio de procesos de

coagulación y que leucocitos, macrófagos, y en casos más severos, células gigantes, se

dirijan hacia las partículas de desgaste, generando problemas interfaciales entre el implante

y el tejido en contacto[12]

Asumiendo que las partículas generadas no son tóxicas, las células intentarían digerir los

cuerpos extraños y eliminarlos a través del sistema circulatorio o linfático. Sin embargo, de

no ser posible, el cuerpo intentará aislar las partículas y formará una cápsula fibrosa, lo cual

es de gran preocupación ya que la fuerza de la interface entre el implante y el tejido

disminuirá drásticamente. Esto da lugar a un micro-movimiento y aumenta la posibilidad de

presentar corrosión por fatiga, finalizando en la falla del implante [12]. En la Figura 2.5, se

puede observar una ilustración esquemática de una sección de un biometal deformado, así

como las interacciones entre la superficie del material y el ambiente fisiológico.

Figura 2.5. Respuesta del tejido en contacto con un implante metálico deformado bajo cargas cíclicas [12]


Se mencionó anteriormente que, debido al desgaste de los materiales y la formación de

partículas de desgaste, ciertos iones pueden ser liberados dentro del cuerpo humano,

generalmente Cr y Co. Los efectos adversos del Cr en la salud dependen principalmente del

estado de valencia al momento de la exposición. El Cr (III) presenta un papel importante en

la regulación del metabolismo de la glucosa y en el metabolismo lipídico. Sin embargo, el

Cr hexavalente (VI) trae consigo consecuencias negativas en la salud humana, ya que puede

generar un debilitamiento del sistema inmune, así como efectos cancerígenos [13] [14]. El

Cr (VI) también puede inducir cambios en los valores de hemoglobina y hematocrito,

efectos negativos en las células reproductivas, entre otros [15]. En la Figura 2.6 se puede

observar una reacción de hipersensibilidad causada por partículas de desgaste, lo cual

afecta la salud de la persona y puede ocasionar un aflojamiento del implante y cirugía de

revisión.

Figura 2.6. Reacción celular de linfocitos debido a la presencia de iones tóxicos en el sistema y acumulación

de macrófagos conteniendo partículas metálicas [14]

28 Biotribología

3 Biotribología

3.1 ¿Qué es tribología?

La palabra tribología proviene de los términos griegos tribos, que significa frotamiento o

deslizamiento y logía que significa ciencia [16]. Por lo cual Tribología es la ciencia o

técnica que estudia la interacción que hay entre dos o más superficies que se encuentran en

movimiento y los problemas que esto conlleva, por ejemplo la fricción, el desgaste, la

adhesión y la lubricación [17].

Con la tribología se puede llegar a analizar la fricción y sus efectos relacionados, como el

desgaste, de igual manera se analizan los métodos o técnicas de cómo prevenirlos, como los

sistemas de lubricación, selección de materiales o el diseño de la maquinaria [16]. Dichos

métodos se pueden observar en la Figura 3.1.

Figura 3.1. Métodos para prevenir la fricción y sus efectos. [18]

Si bien para el análisis y estudio de los movimientos mecánicos de los seres vivos, así como

sus fenómenos implicados tales como el desgaste o la fricción en las articulaciones, es

necesario hacer uso de la tribología. Al realizar un análisis más exacto y claro enfocado en

los seres vivos se le denomina Biotribología [19], en otras palabras, la biotribología es

29 Biotribología

usada para explicar y definir todos los aspectos de la tribología asociados a los sistemas

biológicos [20], como se puede ver en la Figura 3.2.

Algunos ejemplos más usuales de la tribología aplicada a los sistemas biológicos son el

desgaste en prótesis dentales, lentes de contacto, lubricación y desgaste en válvulas

cardiacas, desgaste en tornillos y placas de fijación. Sin embargo, es principalmente

aplicada para el estudio de la lubricación sinovial en las articulaciones humanas como

también en la lubricación de las articulaciones artificiales o prostéticas [20].

Figura 3.2. Comparación de una articulación sinovial y un cojinete liso. [21]

3.2 Sistema tribológico

El término sistema tribológico es el más usado dentro de los estudios de desgate y fricción.

Éste se identifica como un par mecánico que se caracteriza por varios parámetros como lo

son las formas geométricas de las superficies que se encuentran en contacto y las

propiedades de cada uno de los materiales presentes en el sistema. Es decir, los cuerpos

sólidos, el lubricante y el medio circundante; las velocidades, la carga y la fuerza de

fricción a las que están expuestas los cuerpos en contacto [4].

30 Biotribología

3.3 Fundamentos de la tribología

La tribología se centra en tres fenómenos principales que se presentan en la vida de los

elementos de las máquinas; la fricción que se genera entre dos sólidos en contacto que se

encuentran en movimiento, el desgaste que consiste en la pérdida de material de cualquiera

de los sólidos como resultado de lo anterior, y la lubricación que tiene como objetivo

minimizar o evitar a los otros fenómenos [17].

3.3.1 Fricción

La fricción se da a entender como la fuerza tangencial de resistencia a un movimiento

relativo de dos superficies en contacto. En otras palabras, la fricción es la resistencia de un

cuerpo al movimiento con respecto a otro [22]. Al tallar o frotar un cuerpo contra otro, se

genera una resistencia al deslizamiento lo que genera una fuerza de oposición a este

movimiento, mejor conocida como fuerza de fricción [17].

La fricción se encuentra presente en casi todo lo que nos rodea, y es debido a que, a escala

microscópica ninguna superficie de un sólido es completamente lisa. Por mínimo que sea,

todas llegan a presentar asperezas que logran interferir en el movimiento de las dos

superficies que entran en contacto, ya que no lo hacen con toda el área aparente de

contacto, sino con el contacto de estas asperezas la cual se le denomina el área real de

contacto[23][17]. En la Figura 3.3 se pueden observar estas asperezas que se encuentran en

los materiales supuestamente lisos.

31 Biotribología

Figura 3.3. Asperezas microscópicas de dos cuerpos aparentemente lisos.[17]

3.3.1.1 Tipos de Fuerza de Fricción

Existen dos tipos de fricción; la primera es la fuerza de fricción estática, que se hace

presente entre dos objetos que no están en movimiento y es necesaria para iniciarlo,

y la segunda es la cinética o dinámica, que es la fuerza requerida para mantener a

dos objetos en movimiento [22]. De igual manera, existen dos coeficientes de

fricción, el estático y el dinámico, que representan la oposición al deslizamiento que

generan las superficies de los cuerpos en contacto y dependen del material de cada

cuerpo u objeto[17][24]. Algunos ejemplos de coeficientes de fricción entre dos

materiales se pueden observar en la Figura 3.4.

32 Biotribología

Figura 3.4. Ejemplos de coeficientes de fricción entre dos materiales.[17]

3.3.2 Desgaste

El desgaste puede definirse como el daño en la superficie de dos cuerpos por el rozamiento

entre éstos, y se genera a causa de la interacción de la rugosidad de sus caras, dando como

resultado la pérdida de material. Al igual que la fatiga y la corrosión, ésta es una de las

maneras de degradación de los materiales de un sistema, máquina o equipo [25][17].

3.3.2.1 Tipos de Desgaste

Existen diferentes tipos de desgaste, de los cuales se han identificado algunos de los

que se presentan en las articulaciones sinoviales, los cuales de definirán a

continuación.

33 Biotribología

Desgaste por adherencia. Éste ocurre cuando las superficies interactúan

directamente con las de otra bajo una presión, ocasionando que las asperezas

se adhieren y se desgarren unas con otras, causando el desprendimiento de

partículas [26], como se muestra en la Figura 3.5.

Figura 3.5. Desprendimiento de partículas entre dos materiales. [27]

Desgaste por abrasión. Éste se genera por la presencia de partículas

extrañas, entre las superficies en movimiento, de igual o mayor dureza de los

materiales que están en uso [26]. Estas partículas pueden estar deslizándose

entre las dos superficies (Ver (b) Figura 3.6) o inclusive se pueden llegar a

incrustar a ellas (Ver (a) Figura 3.6), actuando como una herramienta de

corte y generando pérdida de material de la otra superficie[17].

Figura 3.6. Desgaste abrasivo a) a de los cuerpos y b) a tres cuerpos. [28]

Desgaste por fatiga. Ésta forma de desgaste se reserva únicamente para las

fallas en casos de rodamientos de bolas, rodillo, engranes, levas, etcétera

[29]. Esto es a causa de los esfuerzos cíclicos de tensión, compresión y

esfuerzos cortantes sobre una superficie, como los que se presentan en

34 Biotribología

algunas articulaciones del cuerpo. Esto genera profundas grietas de fatiga

dando como consecuencia la aparición de picaduras y escamas [26], como se

puede apreciar en la Figura 3.7.

Figura 3.7. Etapas del desgaste por fatiga. [29]

3.3.2.2 Problemas ocasionados por el desgaste.

El desgaste no solo genera una pérdida de material, sino que también implica

grandes complicaciones en el sistema, ya que se reduce la vida útil de las partes de

éste. Lo que significa un mayor consumo de piezas y reparaciones si se trata de

dentaduras, o en casos extremos más cirugías, generando mayores problemas.

3.3.3 Lubricación

La lubricación tiene como propósito separar dos superficies en contacto, a través de

una película fluida que soporte o sea resistente a la presión ejercida en ellas. Lo

anterior permite evitar que se produzca un daño, haciendo que el rozamiento entre sus

rugosidades sea el mínimo posible y no lleguen a romperse ni soldarse [30] [17],

como se puede ver en la Figura 3.8. Asimismo, ésta reduce la fricción e impide el

desgaste de las piezas, brinda un sistema de enfriamiento, limpia y aísla los

componentes de contaminantes y mejora la eficiencia de las piezas y la máquina[30]

35 Biotribología

Figura 3.8. Diferencia entre dos superficies en contacto con y sin lubricante. [31]

Dependiendo de las condiciones de trabajo de las piezas, como por ejemplo la

temperatura, la velocidad, la fuerza aplicada, etcétera; se aplicara el tipo de lubricante

que cumpla con las condiciones, en la mayoría de los casos estos suelen ser aceites,

sin embargo estos pueden ser gaseosos como el aire; los líquidos que por lo general

son los aceites; semi-sólidos como las grasas o sólidos como talco o grafito[16].

3.3.3.1 Tipos de lubricación

Hay cuatro tipos básicos de lubricación: límite, hidrodinámica, elasto-hidrodinámica

y mixta. Sin embargo, el tipo de lubricación necesario para cada sistema se determina

a través de la relación de sus componentes y las condiciones de trabajo de éstos,

como la carga, la presión y la velocidad. De igual manera, se toma en cuenta la

viscosidad del lubricante, entre otros factores [30]. A continuación, se explicará cada

una de los tipos de lubricación.

La lubricación límite o seca, ocurre cuando la velocidad y la temperatura de

trabajo son bajas, por lo cual la película de lubricante es muy delgada,

ocasionando un contacto parcial entre las rugosidades de los materiales. El

espesor de la película varía entre 1 y 10nm, dependiendo del tamaño

molecular del lubricante, y los resultados de ésta son insignificantes[16].

36 Biotribología

La lubricación hidrodinámica, se da cuando se genera un incremento en la

velocidad; creando una película de lubricante gruesa y fluida. Esto logra

prevenir que las superficies entren en contacto, evitando la fricción y

creando una alta resistencia al desgaste entre ellas[17].

La lubricación elasto-hidrodinamíca, se presenta en mecanismos donde las

rugosidades de las superficies en contacto empiezan a trabajar

entrelazadamente y nunca llegan a separarse debido a que éstas se deforman

elásticamente por la presión del lubricante que comienza a hacerse más

viscoso. Este tipo de lubricación es muy similar al de límite, sin embargo

éste llega a soportar cargas mayores y genera una elevada resistencia al

desgaste[16].

La lubricación mixta, como su nombre lo indica, es una combinación entre

las películas de límite y las hidrodinámicas, donde en algunas zonas las

rugosidades de las superficies entran en contacto, creando una película de

lubricación de límite. Y en otras partes, éstas se encuentran separadas

creando una película hidrodinámica [30].

Para tener más claro estos tipos de lubricación, se muestran en la Figura 3.9. En

el inciso a) se muestra la lubricación límite, en el b) se representa la lubricación

mixta, donde la masa principal del lubricante como la película límite tienen una

función; y por último el inciso c) muestra la hidrodinámica, donde las superficies

están separadas por la masa principal de la película lubricante.

37 Biotribología

Figura 3.9. Tipos de lubricación a) lubricación límite, b) lubricación mixta y c) lubricación

hidrodinámica. [16]

Si bien dentro de las articulaciones sinoviales, uno de los temas más importantes es la

lubricación debido a que ésta llega a desarrollar un papel esencial. Se encarga

principalmente de la protección del cartílago, así como de otras estructuras

importantes como se explica en la sección 5.1.3. Dentro de este tipo de articulaciones

se llegan a presentar la lubricación hidrodinámica, la elasto-hidrodinámica y por

último la mixta, debido a las diferentes cargas, presiones y velocidades presentes en

la rodilla, como se explica en la sección 5.1.2.

3.3.3.2 Viscosidad

La resistencia del fluido a moverse libremente, es mejor conocida como la viscosidad

de un fluido, por lo cual es una de las propiedades más importantes en un lubricante.

a) b) c)

38 Biotribología

Como ya se mencionó anteriormente, es de suma importancia que los lubricantes

tengan una viscosidad adecuada dependiendo de las condiciones de trabajo a las que

estarán expuestas las superficies de las piezas; ya que ésta es responsable de la

formación y espesor de la película de lubricación, y asimismo del desgaste presente

[30].

3.4 Tribofilm

Un tribofilm es uno de los muchos fenómenos importantes generados en un proceso de

deslizamiento. Es una delgada capa sólida, la cual está adherida a una de las superficies

desgastadas de los cuerpos, sin embargo su composición química, su estructura y el

comportamiento tribológico es diferente [32]. Estas capas trabajan como un tercer cuerpo e

influyen en el control de la fricción y el desgaste, bajo condiciones de cargas pesadas y

temperaturas elevadas. Funcionan como barreras térmicas y llevan a cabo algunas

funciones de lubricación mejorando el rendimiento del sistema tribológico [33], como se

puede observar en la Figura 3.10.

Figura 3.10.Ejemplificación de un Tribofilm. [34]

39 Biotribología

El espesor del tribofilm puede ir aumentando con el paso del tiempo del ensayo, debido a la

redeposición del material, el cual se encuentra como partículas de desgaste, o bien por

alguna reacción con el medio en el que se encuentran los materiales, esto durante el

contacto de las superficies. Sin embargo, ésta dejará de aumentar hasta que alcance el límite

de incrustabilidad del material usado [35].

3.4.1 Clasificación de Tribofilms

Los tribofilms pueden ser clasificados de acuerdo a su proceso de generación, es

decir, por mecanismos térmicos, mecánicos, químicos, oxidación, transformaciones

de fase o recristalización, los cuáles no solamente son generadas por el par de

superficies en contacto, sino también el entorno que rodea a éstas [32]. Sin

embargo, hoy en día no se tiene claro cuáles son los mecanismos más relevantes que

los crean [36].

Los tribofilms se clasifican en cuatro tipos. El primer tipo se genera a partir del

desgaste de las superficies del par en deslizamiento, debido a que hay una unión de

enlaces de los materiales, ya sean enlaces metálicos, iónicos o covalentes, lo que

provoca un incremento en el coeficiente de fricción[32]. El segundo tipo se genera a

partir del desgaste del material más blando o bien de los constituyentes del

lubricante o del material compuesto. El tercer tipo contiene una composición

química y/o una estructura cristalina diferente a la de las superficies desgastadas, a

consecuencia de cualquiera de las reacciones químicas o transformación de fase que

pueda tener alguno de los materiales[32] [33]. Por último, el cuarto tipo de tribofilm

se da como resultado de reacciones químicas entre las partículas de desgaste, las

superficies desgastadas y al ambiente donde se encuentra el par. Este tipo es uno de

los más populares dentro de un sistema tribológico, ya que la mayoría están

expuestos a ambientes que contienen agentes químicamente reactivos, como el

oxígeno, la humedad, el agua, componentes del lubricante u otros [32] [33].

40 Biotribología

3.5 Rugosidad

La rugosidad de una superficie se refiere a las irregularidades o asperezas que se presentan

en un material a escala microscópica (ver Figura 3.11), las cuales son provocadas por la

herramienta de corte en el proceso de producción [37].

Figura 3.11. Irregularidades de la superficie de un material.[37]

Como ya se había mencionado anteriormente en la sección 3.3.1, la rugosidad de los

materiales son las responsables de generar la fricción entre dos superficies que entran en

contacto. En ocasiones esta condición es indeseable, ya que a menor rugosidad el material

mejora su apariencia, aumenta el brillo y lo más importante disminuye su fricción y el

desgaste de la superficie al estar en contacto con otra. Sin embargo, en otras ocasiones se

requiere incrementar las rugosidades de las superficies con el fin de que éstas brinden

mayor fricción, la cual permite sujetar un objeto sin que se resbale. Por ejemplo, la

rugosidad de la suela de los zapatos que favorece la fricción entre el suelo, mejorando el

agarre y el avance al caminar[37]

Asimismo, la rugosidad es importante en el factor biológico, ya que ésta afecta a escala

molecular, la manera en que las bacterias se adhieren a las superficies de los biomateriales,

lo que evita problemas de infección. Por ejemplo en los materiales dentales, los cuales se

41 Biotribología

desean con la menor rugosidad para evitar la acumulación bacteriana, mejor conocida como

placa dental[37]

3.5.1 Medición de rugosidad

El método más usado hoy en día, para medir la rugosidad de las superficies se basa

en el análisis y toma de datos de perfiles de alturas a través de un rugosímetro o

perfilómetro, como se puede ver en la Figura 3.12. Estos datos requieren ser

analizados estadísticamente, lo que permitirá obtener parámetros como la rugosidad

promedio y la rugosidad rms [37].

Figura 3.12. Análisis de datos de los perfiles de alturas en una superficie. [38]

42 Nanotecnología

4 Nanotecnología

4.1 ¿Qué es la nanotecnología?

La nanotecnología se deriva del prefijo griego nano que significa enano y es el estudio de

los sistemas, ciencias o tecnologías en donde se controlan materiales o dispositivos en

escala nanométrica [1]. Un nanómetro equivale a la billonésima parte de un metro (10-9

metros) y lo que lo hace especial es su escala a nivel de átomos y moléculas en donde se

pueden influenciar propiedades mecánicas, térmicas, ópticas, eléctricas, entre otras. En la

Figura 4.1 se pueden observar ejemplos en diferentes escalas nanométricas [2] [3].

Figura 4.1. Algunos ejemplos en diferentes escalas manométricas. [1]

4.2 Aplicaciones de la nanotecnología

Con ayuda de la nanotecnología se pueden crear nuevos materiales y sustancias con

propiedades únicas y a la vez útiles en distintas áreas como: medicina, medio ambiente,

energía, electrónica, construcción, industria de alimentos, entre otras. En la Tabla 4.1 se

observan distintas aplicaciones de nanotecnología en el sector farmacéutico y médico. [39]

[40]

43 Nanotecnología

Tabla 4.1. Aplicaciones de nanotecnología en el sector farmacéutico y médico [40]

4.3 Nanomateriales y nanopartículas

Dentro del área de la nanotecnología, se derivan los nanomateriales y nanopartículas. Los

nanomateriales pueden ser cerámicos, metálicos, polímeros, semiconductores o

combinaciones de éstos. Se considera nano material cuando sus dimensiones están dentro

del rango de uno a cien nanómetros y sus propiedades son modificadas a nivel molecular y

atómico [41]. Los nanomateriales se clasifican según el número de dimensiones

nanométricas que tienen (como se observa en la Figura 4.2):

1. Materiales de dimensión cero: nanopartículas.

2. Materiales de una dimensión nanométrica: nanotubos y nanoalambres.

44 Nanotecnología

3. Materiales de dos dimensiones: tienen tamaño indefinido y tienen un espesor entre 1

a 100nm, por ejemplo, las películas delgadas.

4. Materiales de tres dimensiones: sólidos tridimensionales están formados por

unidades nanométricas [42]

Figura 4.2. Clasificación de nanomateriales: a) 0-D, nanopartículas de oro; b) 1-D, fibras poliméricas; c) 2-

D, películas poliméricas y d) 3-D, superred obtenida por autoensamblaje de nanopartículas de oro. [42]

Por otro lado, las nanopartículas son aquellas partículas de tamaño nanómetro,

específicamente entre 1 a 50nm, que presentan diferentes propiedades físicas y químicas a

las de su material en escala mayor o centímetros. Las nanopartículas se clasifican en:

semiconductores, metálicos y otros [43] [41].

Las primeras se refieren a las partículas que son desarrolladas a partir de oxígeno y un

precursor metálico, comúnmente entre los elementos del grupo III y V o elementos del

grupo IV y VI de la tabla periódica. Cuando las partículas semiconductoras son expuestas a

luz ultravioleta, éstas absorben la luz y la envían a una longitud de onda diferente, esta

propiedad es llamada fotoluminiscencia. Gracias a esta propiedad, las nanopartículas

semiconductoras tienen aplicación en el marcaje y detección biológica [39] [43]

Las nanopartículas metálicas tienen la propiedad de resonancia plasmónica, gracias a que

tienen varios electrones libres confinados en un espacio reducido. Esta propiedad permite el

cambio de color por la oscilación de los electrones al interactuar con la luz siempre y

cuando las nanopartículas sean mayor a 50nm, ya que de lo contrario éstas presentan dureza

extrema [43].

45 Nanotecnología

Los otros tipos de nanopartículas que existen pueden ser de uso magnético y/o dieléctrico

para incrementar la calidad de imágenes en diagnóstico médico [39]

4.4 Nanolubricantes y nanofluidos

La nanolubricación ha evolucionado a lo largo de los años en busca de mejorar propiedades

como: la resistencia al desgaste, llenado de superficies desgastadas, la fricción, reducción a

carga, etcétera. Como se mencionó en la sección 3.3.3, los lubricantes se utilizan para

separar dos superficies en contacto que resiste a la presión ejercida entre éstas. Los

nanolubricantes tienen el mismo fin pero se les añade nanopartículas para poder mejorar

sus propiedades y ser aplicadas a más áreas, por ejemplo la biomedicina o sector salud [44]

[45]. Existen distintos tipo de nanolubricantes [46] :

Nanolubricantes con base carbono

Nanolubricantes hechos de metal

Nanolubricantes sólidos base boro

Por otro lado, los nanofluidos son sistemas bifásicos en donde la fase sólida está en otra

fase líquida. Los nanofluidos tienen propiedades termofísicas como: viscosidad, difusión y

conducción térmica, las cuales incrementan, en comparación a fluidos comunes, gracias a

las nanopartículas que se le adicionan, como se puede apreciar en la Figura 4.3. Algunos

factores que ayudan a determinar la conductividad térmica en los nanofluidos son: tamaño

de las partículas, la temperatura, la dispersión y la estabilidad. Algunas ventajas de los

nanofluidos son [39] [47]:

Mayor superficie de transferencia de calor entre las partículas y fluidos.

Alta estabilidad de la dispersión de partículas predominantes.

Reducción de potencia de bombeo para lograr intensificación de transferencia de

calor.

Reducción de obstrucción de partículas.

Propiedades ajustables como conductividad térmica y humectación de superficie.

46 Nanotecnología

Figura 4.3. Ejemplo de nanofluido con nanopartículas y estabilizador [11]

4.4.1 Aplicaciones de los nanolubricantes y nanofluidos

Los nanofluidos tienen distintas aplicaciones hoy en día, entre ellas están las aplicaciones

de transferencia de calor, automotriz, electrónicas y biomédicas. Dentro de las aplicaciones

biomédicas, los nanofluidos se pueden utilizar para el tratamiento de cáncer con

nanofluidos magnéticos los cuales son utilizados para guiar a las partículas a un tumor con

imanes por el torrente sanguíneo. El nanofluido magnético ayudará a disminuir los efectos

secundarios del tratamiento de cáncer ya que éstos no dañarán a tejidos sanos cercanos.

Otra aplicación biomédica de los nanofluidos es en la nanocriocirugía. Esta cirugía utiliza

congelamiento para destruir tejidos no deseados. Las nanopartículas con alta conductividad

térmica pueden reducir la temperatura final e incrementar al máximo el grado de

congelación en la nanocriocirugía [47] [45].

Otra de las aplicaciones de los nanolubricantes es el remplazo del líquido sinovial en las

articulaciones del cuerpo humano, aplicación la cual no ha sido muy investigada ni

desarrollada, ya que la mayoría de los estudios, como se menciona en la sección 5.4,

utilizan lubricantes con composición química similar a la del líquido sinovial. Es

importante continuar con el desarrollo de nuevos nanolubricantes biocompatibles que

permitan disminuir el desgaste de los materiales utilizados en el reemplazo de

articulaciones, lo cual es uno de los objetivos de este trabajo. A continuación, se hablará

específicamente de la articulación de la rodilla y el remplazo de ésta.

47 Prótesis de Rodilla


5.1 La rodilla

5.1.1 Articulación de la Rodilla

Anatómicamente, la rodilla está conformada por tres huesos, el fémur, la tibia y la rótula.

Asimismo contiene ligamentos que brindan estabilidad y funcionamiento a la rodilla, así

como meniscos que son estructuras fibrocartilaginosas y ayudan a la transmisión de cargas

y a la absorción de impactos [48]. Dicha anatomía se puede ver en la Figura 5.1. Sin

embargo la rodilla suele ser propensa a lesiones y vulnerable al desarrollo de artrosis [4].

Figura 5.1.Anatomía de la rodilla. [49]

La rodilla es la articulación más grande del cuerpo y una de las más complejas. Es una

articulación de tipo sinovial (ver Figura 5.2), es decir, que está rodeada en una cápsula que

contiene líquido sinovial que funciona como un lubricante natural [48]. En la sección 5.1.3

se hablará más acerca de esta lubricación.


Figura 5.2. Localización de la cápsula y el líquido sinovial.[19]

5.1.2 Biomecánica de la Rodilla

La función mecánica principal de las articulaciones es permitir el movimiento y

soportar cargas a las que se expone el cuerpo [50]. La rodilla cuenta con dos grados

de libertad de movimiento, es decir, genera dos movimientos, el primero es la

flexión y extensión (ver Figura 5.3), y el segundo, aunque es muy limitado y solo se

presenta cuando la rodilla se encuentra en flexión, es la rotación interna y externa

(ver Figura 5.4) con cierto ángulo cada uno[48].

Figura 5.3. Movimientos de flexión y extensión en la rodilla.[51]


Figura 5.4. Movimientos rotación interna con un ángulo de 30° y rotación externa con un ángulo de

40° en la rodilla. [52]

Asimismo, la rodilla es una de las principales articulaciones que se encuentran

sometidas a cargas muy elevadas, derivadas de la fuerza de reacción que genera el

suelo en el pie (ver Figura 5.5 ) a ciertas velocidades por actividades físicas como

caminar, correr, subir y bajar escaleras, entre otras [50]. Sin embargo, esta fuerza de

reacción no solamente genera cargas en la rodilla, sino también produce presiones

muy grandes en ellas. Por ejemplo, al caminar a una velocidad lineal de 1.15m/s

aproximadamente[53], la carga a la que se somete la rodilla es de 1 a 3 veces el peso

corporal de la persona generando una presión de 100-500kPa [50] [54]. Ahora bien,

si el sujeto se encuentra trotando o corriendo a una velocidad lineal de 5.5m/s

aproximadamente [53], la carga que se produce llega a ser de 4 a 6 veces el peso

corporal de la persona lo cual puede generar presiones mayores de 500kPa dentro de

la rodilla [54] [21].


Figura 5.5. Representación de las fuerzas actuantes en la rodilla; a) carga generada, b) fuerza de

reacción y c) fuerza producida por el músculo. [50]

5.1.3 Lubricación en la rodilla

Dentro de las articulaciones normales y sanas, existe una capa firme y elástica que

recubre los extremos de cada hueso, llamada cartílago. Éste brinda una superficie lisa

y lubricada que permite el movimiento suave de las articulaciones [4]. Bajo

condiciones normales el cartílago ayuda a reservar y formar una capa de fluido que

ayuda a reducir la fricción entre los huesos de la rodilla. Este fluido, mejor conocido

como líquido sinovial, es sintetizado por la membrana sinovial, la cual cubre a la

articulación de la rodilla [21], como se puede ver en la Figura 5.6 .

a)

b)

c)


Figura 5.6. Representación de las partes lubricantes de la rodilla.[55]

El líquido sinovial es una sustancia de apariencia transparente o amarillo claro, suele

ser viscoso debido a la presencia de ácido hialurónico y cuenta con una densidad

aproximada de 1,010 g/ml [56].

El líquido sinovial presente en una rodilla es de 0.1 a 3.5 ml aproximadamente,

contribuye a la lubricación y reduce la fricción. Ayuda a amortiguar impactos que se

generan en los huesos de la rodilla al llevar a cabo actividades físicas, ya que genera

como un cojinete entre éstos (ver la Figura 5.7). Otra de las funciones de este líquido

es la aportación de oxígeno y nutrientes para el cartílago y otras partes de la

articulación, que permite el buen funcionamiento de ésta y evita la artrosis [38] [56].


Figura 5.7. Radiografía de la rodilla donde se puede apreciar el cojinete creado por el líquido

sinovial. [57]

5.2 Causas del reemplazo total de rodilla

Cuando la articulación es saludable se mueve con suavidad y facilidad permitiendo caminar

correr y voltear sin ningún dolor; esto gracias al cartílago que protege a los huesos. Sin

embargo, si éste se llega a dañar se pueden sufrir daños estructurales, desgastando el

cartílago y ocasionando osteoartritis o artrosis (ver Figura 5.8), lo que provoca dolores

intensos y rigidez en las articulaciones. Al principio, esta enfermedad puede ser tratada con

inyecciones de ácido hialurónico principalmente, para lubricar las articulaciones. Sin

embargo, a medida que la enfermedad empeora, el cartílago desaparece y los huesos

comienzan a rozar ente sí lo que conlleva a una cirugía de reemplazo total de rodilla [58]

[59], como se puede apreciar en la Figura 5.9.


Figura 5.8. Fotografías de un cartílago normal, así como la de un cartílago desgastado. [58]

Figura 5.9. a) Rodilla con daños estructurales en los meniscos, cartílago y parte de los huesos y b)

implante de rodilla para reparar los daños. [49]

A pesar de que la osteoartritis es una de las primeras causas del reemplazo total de rodilla,

existen otras enfermedades que con llevan a esto. Por ejemplo, la artritis reumatoide, que

consta de la producción de anticuerpos contra el líquido sinovial lo que ocasiona una

reacción inflamatoria aguda, dañando el cartílago; o bien la artrosis post-traumática que se

a) b)


refiere al daño del cartílago por alguna lesión sufrida durante alguna actividad física o

accidente, acelerando el desgaste normal de éste [59].

5.3 Componentes y materiales de la prótesis de rodilla

Una prótesis total de rodilla generalmente está compuesta por 4 partes, como se puede ver

en la Figura 5.10. En la parte inferior del fémur y en la parte superior de la tibia se colocan

unas piezas metálicas. Para sustituir los meniscos se usa una pieza de UHMWPE, la cual es

colocada entre las dos piezas metálicas y toma la función del cartílago. Y por último, una

pieza de UHMWPE sustituye la rótula, sin embargo ésta no siempre es sustituida, ya que

depende del daño que esta parte presente [4].

Figura 5.10. Partes de una prótesis de rodilla. [4]

Los materiales más utilizados para la prótesis de rodilla son comúnmente aleaciones de Co

y de Ti (Ti6Al4V) para el componente femoral y tibial. El Ti cuenta con una ventaja sobre

el Co, ya que éste tiene un módulo de elasticidad más cercano al hueso y presenta mayor

biocompatibilidad. Sin embargo las aleaciones de Co, que se explicarán más a detalle en la

sección 5.3.1, poseen menor rugosidad en su superficie lo que ayuda a reducir el desgaste y


genera un mejor deslizamiento sobre el polietileno [60]. Para la parte que sustituye al

cartílago se usa UHMWPE, el cual facilita el movimiento entre la parte femoral y tibial.

5.3.1 Aleaciones a base de Cobalto

Las aleaciones a base de Co que predominan en la aplicación para implantes son:

CoCrMo (ASTM F75) y CoNiCrMo (ASTM F562). Otras aleaciones que han sido

aprobadas para su uso en implantes incluyen W o Fe y son CoCrNiW (ASTM F90)

y CoNiCrMoWFe (ASTM 563) [7].

Como ya se mencionó, la aleación CoCrMo (ASTM F75) es la más utilizada en

aplicaciones médicas. Cuenta con una alta resistencia a la corrosión debido al alto

contenido de cromo (27-30%), lo cual da lugar a la presencia de una capa de

pasivación (Cr2O3) en la superficie del implante. Ahora bien, debido a su estructura

cuenta con regiones ricas en Cr, Mo y C, que intervienen en la formación de

carburos, principalmente de Cr (Cr23C6). Dichos carburos se deben también a la alta

concentración de C (0.35%), y se ven endurecidos al encontrarse bajo cargas,

brindándole así al material una alta resistencia al desgaste. Por último, la adición de

Mo (5-7%) ayuda a reducir el tamaño de grano y así obtener mayor dureza y

resistencia. Cabe destacar que las aleaciones CoCrMo son los biometales más

resistentes y duros [8].

5.3.2 UHMWPE

El polietileno es un polímero formado por cadenas lineales del monómero etileno o

eteno, unidos por enlaces covalentes. La longitud de las cadenas y el peso molecular

dependen del grado de polimerización. De esta manera, el polietileno de grado

quirúrgico o UHMWPE tiene un grado de polimerización de n=70,000-200-000 y

un peso molecular de 2.9-5 x 106 g.mol-1

. La estructura del UHMWPE presenta 3

fases simultáneas, cuyos cambios de cristalinidad modifican las propiedades de

deformación en tracción, la resistencia a la tracción y el alargamiento antes de la

rotura [61]


El UHMWPE tiene un peso molecular 10 veces más alto que los polietilenos de alta

densidad (HDPE), de igual manera cuenta con mejores propiedades, las cuales se

muestran en la Tabla 5.1. El UHMWPE tiene excelentes propiedades mecánicas

tales como la alta resistencia al desgaste, gran resistencia al impacto, resistencia a

ataques químicos, dureza y un bajo coeficiente de fricción. Debido a estas

propiedades especiales, este material polimérico es utilizado en aplicaciones de alto

rendimiento, tal como es el caso de la prótesis de rodilla [44]

Tabla 5.1 Propiedades del polietileno según su peso molecular.[62]

5.4 Avances tecnológicos en la prótesis de rodilla

Las aleaciones a base de Co han arrojado buenos resultados en aplicaciones biomédicas,

principalmente en el reemplazo de articulaciones de rodilla y cadera, siendo la aleación

CoCrMo (ASTM F75) una de las más comunes. En cuanto a las prótesis de rodilla,

actualmente se utilizan pares metal-polímero, es decir, CoCrMo con UHMWPE. Dicho

metal cuenta con una alta resistencia al desgaste debido a la formación de carburos y es

resistente a la corrosión gracias a la formación de una capa de pasivación [63]. Sin

embargo, a pesar de las buenas propiedades mecánicas de ambos materiales, uno de los

principales problemas de la prótesis de rodilla es el desgaste que se produce en el

UHMWPE. Lo anterior genera la necesidad de disminuir la presencia de partículas de

desgaste con el paso del tiempo, lo que implica una segunda cirugía [60].


Actualmente existen trabajos de investigación cuyo fin es incrementar la resistencia al

desgaste entre los componentes de la prótesis de rodilla a través de recubrimientos como

por ejemplo, el uso de una monocapa de TiN y una multicapa y superlattice de TiN y CrN.

En este trabajo realizado por Gallegos-Cantú et al. [64], se implementó el uso de capas de

TiN / CrN en escala nanométrica, las cuales fueron depositadas por medio de la técnica de

pulverización catódica reactiva utilizando dos tipos de sustratos de discos: Co-Cr (ASTM

F75) y aleaciones Co-Cr + 1 wt% B. Además de las pruebas de desgaste, se utilizaron

microscopía óptica y electrónica de barrido para analizar los resultados sobre los

mecanismos de desgaste implicados. Como resultado se obtuvo que los recubrimientos

aumentaron el endurecimiento de la superficie siendo la monocapa de TiN el más duro,

seguido por el sistema de superlattice y finalmente el sistema de varias capas. Asimismo, la

monocapa de TiN y multicapas y superlattice de TiN / CrN exhibieron menor coeficiente de

fricción con respecto a las condiciones de con y sin contenido de boro. Por último, se

observó que la estabilidad de los coeficientes de fricción depende de la resistencia a la

adherencia de los revestimientos.

En otro trabajo de investigación realizado por Ching et al. [2], se utilizaron

recubrimientos a base de diamond-like carbon, graphite-like carbon, Tantalio (Ta) y TiN

para mejorar propiedades de fricción y desgaste en articulaciones artificiales. En dicho

estudio, los recubrimientos de Ta mostraron los mejores resultados en cuanto a desgaste

comparados con el resto de las muestras. Sin embargo, los autores mencionan que la

mayoría de los estudios presentan números de ciclo muy bajos, por lo que es importante

seguir mejorando las pruebas de desgaste para lograr simular el comportamiento in vivo.

Otra manera de reducir las partículas de desgaste es a través del uso de lubricantes. Con

el fin de simular las condiciones reales de la articulación de rodilla, Aurora et al. [65]

llevaron a cabo un estudio donde se investigó el comportamiento del ácido hialurónico

(HA) y suero bovino (BS), utilizados como lubricantes para aumentar la resistencia a la

fatiga del UHMWPE. Como grupo de control se utilizó BS, y el resto de los lubricantes

consistieron de una combinación de HA y SB en concentraciones de 2.22, 1.55 y 1.5 g/l.

Dichas concentraciones ocasionaron un aumento en la viscosidad del lubricante, parecido a

la del líquido sinovial dañado y periprotésico. Como resultado se obtuvo un retardo en la


iniciación y crecimiento de grietas durante las pruebas de fatiga con el uso de los

lubricantes que contenían HA y SB.

De igual manera, DesJardins et al. [66] realizaron un estudio de investigación sobre el

desgaste de materiales en remplazo total de rodilla y utilizaron CoCr y UHMWPE como

par de fricción. En dicho estudio se pusieron a prueba dos lubricantes: BS y BS con adición

de HA (BS+HA) en una concentración de 1.5 g/l. Los resultados de las pruebas de desgaste

indicaron que el UHMWPE presentó una reducción de 85.5% en el desgaste en presencia

del lubricante de BS, comparado con el lubricante de BS+HA. También se observó mayor

presencia de corrosión por picaduras y rugosidad superficial en los componentes de CoCr

cuando el lubricante BS+HA se puso a prueba. Dicha corrosión se puede observar en la

Figura 5.11 y Figura 5.12, donde se muestran imágenes topográficas de la superficie del

componente metálico. Cabe destacar la deficiencia en el uso de suero bovino como

lubricante, comparado con el líquido sinovial debido a que no contiene ácido hialurónico.

La composición de dichos fluidos se puede observar en la Tabla 5.2.

Figura 5.11. Corrosión por picadura en componente de CoCr después de 2 millones de ciclos en

prueba de desgaste con lubricante BS+HA. [66]


Figura 5.12. Corrosión por picadura en componente de CoCr después de 2 millones de ciclos en

prueba de desgaste con lubricante BS. [66]

Tabla 5.2 Composición bioquímica de líquido sinovial y suero bovino [65]


Por último, el Kobayashi et al. [63] , proponen el uso de Polietilenglicol (PEG) como

lubricante para mejorar la resistencia al desgaste del tribopar CoCrMo-UHMWPE aplicado

en articulación artificial de rodilla. Este lubricante mostró buenos resultados en relación

con el volumen de desgaste y la superficie desgastada del UHMWPE que se puso a prueba,

como se puede observar en la Figura 5.13 y la Figura 5.14. Este estudio demuestra que el

lubricante PEG puede ser usado como un suplemento viscoso intra-articular, debido a que

tiene un gran potencial para prevenir el desgaste del UHMWPE, contribuyendo a la

prolongación de vida de la prótesis total de rodilla.

Figura 5.13. Imágenes del SEM de la superficie del UHMWPE con cada lubricante, en una prueba de

fricción bajo una carga de 200N. a) PEG, b) Líquido sinovial y c) PEG y líquido sinovial. [63]

Figura 5.14. Imágenes del SEM de la superficie del UHMWPE con cada lubricante, en una prueba de

fricción bajo una cargar de 500N. a) PEG, b) Líquido sinovial y c) PEG y líquido sinovial. [63]

61 Metodología de investigación


6.1 Materiales

Para la selección de los materiales a utilizar, se realizó un análisis previo de los

antecedentes generales de las prótesis de rodilla, así como los nuevos avances que se han

desarrollado para dicha aplicación, esto a través de artículos técnicos y publicaciones en

revistas. De esta manera se seleccionaron los materiales y lubricantes biocompatibles con el

fin de mejorar la resistencia al desgaste entre el par de CoCrMo con UHMWPE.

Los anillos de CoCrMo (ASTM F75) fueron obtenidos por fundición y manufacturados

por el Dr. Marco Hernández de la Universidad Autónoma de Nuevo León (UANL). Éstos

cuentan con un diámetro de 35mm y un ancho de 8.7mm, como específica la norma ASTM

G77-98 que es usada en las pruebas block on ring. Asimismo el UHMWPE fue adquirido

en La Paloma Compañía de Metales S.A. de C.V.; el cual posteriormente fue maquinado

para manufacturar los bloques usados en la prueba de desgaste con las siguientes

dimensiones: 6.35 mm x 10.2 mm x 15.8 mm (ASTM G77-98) y con la geometría

correspondiente a la prueba de toda el área de contacto, como se puede apreciar en la

Figura 6.1.

Figura 6.1. Muestras de los anillos de CoCrMo (ASTM F75) y los bloques de UHMWPE.


Los tres lubricantes usados (Figura 6.2) en las pruebas de tribología fueron la solución

de Hartmann, PEG y un nanolubricante conformado por HNTs (0.05 wt. %) dispersos en

PEG por un ultrasonificador de branson (PEG-HNTs), como se muestra en la Tabla 6.1. La

solución de Hartmann fue obtenida de Pisa Farmacéutica © y es mejor conocida como

solución lactato de Ringer Hartmann Braun. Es una solución isotónica, es decir, que

pertenece al grupo de los electrolitos y es utilizada como vehículo o soporte de fármacos

compatibles, para restablecer el fluido extracelular o bien para la reposición de volumen a

corto plazo[67]. Por otro lado, el Polietilenglicol 600 (PEG) y los nanotubos de halloysita

(HNTs) fueron adquiridos de Sigma Aldrich.

Tabla 6.1 Tabla de experimentación.

El PEG es un polímero compuesto de unidades repetitivas de etileno glicol y se utiliza

en aplicaciones, tales como lubricantes, adhesivos y cosméticos. También se ha utilizado

como formulaciones farmacéuticas, proteínas de cristalización y fusión de células [63]. La

estructura molecular del PEG se muestra en la Figura 6.3. Los HNTs son unidimensionales

con estructura hueca y nanotubular (Ver la Figura 6.4), adecuados para los polímeros

debido a su estructura en forma de barra y las actividades químicas.


Figura 6.2. Lubricantes usados en las pruebas de tribología fueron la solución de Hartmann, el PEG y

HNTs (0.05 wt. %) para el nanolubricante.

Figura 6.3.Estructura molecular del PEG.[63]


Figura 6.4.Estructura molecular y física de los nanotubos de Halloysita.[68]

6.2 Caracterización de materiales

6.2.1 Pruebas tribológicas

Se realizaron pruebas para determinar la resistencia al desgaste del par de fricción

CoCrMo-UHMWPE a través de la prueba tribológica Block-on-Ring (máquina T-05), la

cual se muestra en la Figura 6.5. Este método ayuda a determinar el desgaste por

deslizamiento de los materiales utilizando su geometría. Un ejemplar fijo se presiona con

una fuerza constante contra un anillo giratorio a 90º del eje del anillo de rotación, como se

puede observar en la Figura 6.6. La fricción entre las superficies de deslizamiento del

bloque y el anillo dan como resultado partículas de desgaste debido a la pérdida de material

de ambas piezas [6].


Figura 6.5. Esquema de la prueba tribológica Block-on-Ring. [69]

Figura 6.6. Muestras de la prueba tribológica Block-on-Ring. [69]

Para llevar a cabo las pruebas de desgaste fue necesaria la obtención de algunos de los

parámetros que simularan las condiciones en las cuales los materiales serían usados, ya que

la prueba puede realizarse con diferentes cargas, velocidades y temperaturas. De igual

manera, se pueden utilizar diversos lubricantes. La norma no especifica parámetros de


prueba tales como rpm, carga o duración de la prueba, pero las listas de parámetros típicos

de acuerdo con la norma ASTM G77-98 son:

Dimensiones del anillo 35 mm diámetro x 8.7 mm ancho

Dimensiones del bloque 6.35 mm x 10.2 mm x 15.8 mm

Carga Normal 134 N

Velocidad 180 rpm

Duración 30 min.

Sin embargo, para obtener los parámetros que simularan el funcionamiento de una prótesis

de rodilla, se llevaron a cabo pruebas iniciales para analizar el comportamiento de los

materiales, asimismo se revisó la literatura sobre la biomecánica de la rodilla, así como

parámetros utilizados anteriormente por otros autores. Finalmente se obtuvieron los

siguientes datos:

Carga Normal 500 N.

Velocidad 800 rpm.

Duración de cada prueba 36 horas (cada una dividida en 3 pruebas de 12 hrs, por

motivos de disponibilidad de la máquina)

Después de haber obtenido los parámetros se continuó con las pruebas de desgaste en la T-

05. En cada una de las pruebas fue necesario limpiar cuidadosamente todas las piezas

utilizadas a través de un baño de ultrasonido para evitar factores de contaminación en éstas.

Ya teniendo limpio todo, se procedió con el montaje del anillo, la roldana y la tuerca en el

eje de la máquina y asimismo el holder y el bloque es su lugar correspondiente. Después se

coloca la caja donde se vierte el lubricante para así poder continuar con los ajustes de los

sensores de desplazamiento y de fricción y activar la carga. Por último, se ajustaron los

parámetros dentro del software de la T-05 para así dar inicio a la prueba. En la Figura 6.7 se

puede apreciar el procedimiento descrito anteriormente.

Es importante mencionar que antes y después de cada prueba realizada se pesaron los

bloques de UHMWPE y de los anillos de CoCrMo en una báscula de precisión, como se

muestra en la Figura 6.8, para así llevar un registro detallado de los pesos y poder analizar

la masa perdida de ambos.


Figura 6.7. Procedimiento para las pruebas de desgaste (Block on Ring).

Figura 6.8. Procedimiento de pesaje del par fricción antes y después de cada prueba de Block on Ring.

6.2.2 Rugosímetro

Para las pruebas y el análisis de la rugosidad de los materiales, se utilizó un microscopio

óptico 3D, el InfiniteFocusSL de la marca Alicona (ver en la Figura 6.9). Su principio de

funcionamiento consta de la combinación de la precisión de profundidad del foco del


sistema óptico junto con la exploración vertical para proporcionar información topográfica

de las superficies de las muestras [70]. Este equipo se basa en cambios en el enfoque de la

luz monocromática, es decir, las diferencias de alturas de la superficie. Por lo tanto, para

cuantificar la rugosidad se utilizan las distribuciones de alturas de la superficie, las cuales

son promediados para obtener la rugosidad promedio (Ra), siendo ésta una de las técnicas

de no contacto [37].

Figura 6.9. Microscopio óptico InfiniteFocusSL. [70]

Para llevar a cabo estas pruebas fue necesario limpiar la superficie de cada uno de los

anillos, con el fin de evitar la presencia de partículas de contaminación que pudieran afectar

la imagen. Después se montó el anillo en la base del microscopio para así poder empezar a

tomar la imagen de su superficie. En cada toma de los diferentes anillos fue necesario hacer


los ajustes del lente y también los ajustes de los focos LED para poder visualizar con

claridad las superficies de éstos, como se muestra en la Figura 6.10.

Figura 6.10. Superficie del anillo de CoCrMo a través de microscopio óptico 3D.

Después, con la ayuda del software del microscopio InfiniteFocusSL se crearon las

imágenes en 3D de las superficies de los anillos, como se muestra en la Figura 6.11, para

así poder generar las distribuciones de las alturas de éstas. Después de haber obtenido lo

anterior, se procedió con la toma de los diferentes perfiles de alturas de la superficie del

anillo de CoCrMo, para así poder generar el diagrama de los perfiles y analizar los datos,

con el fin de obtener el Ra de las superficies de cada uno, como se puede apreciar en la

Figura 6.12 y Figura 6.13.

La importancia del estudio de la rugosidad radica en que permite determinar los cambios

generados en la superficie de los anillos en presencia de distintos lubricantes. Esto ayuda a

comprobar los resultados obtenidos en cuanto a los cambios de masa y COF generados en

las pruebas de desgaste con la T-05.


Figura 6.11. Superficie del anillo de CoCrMo en una imagen 3D.

Figura 6.12. Toma del Ra de la superficie del anillo de CoCrMo.


Figura 6.13. Diagrama del análisis de datos de los perfiles de alturas de la superficie del anillo de CoCrMo

para la obtención del Ra.

6.2.3 Ensayo de proliferación celular

Un aspecto muy importante a tomar en cuenta al desarrollar nuevos lubricantes, destinados

a su uso dentro del cuerpo humano, es la reacción de los tejidos ante su presencia. Es decir,

investigar los efectos de lubricantes sobre determinados tipos celulares. Para este estudio,

tres protocolos fueron llevados a cabo: disgregación, conteo y proliferación celular. Se

explican de manera general a continuación.

La disgregación celular es realizada por métodos enzimáticos o mecánicos; se pierde la

interacción célula-célula y la interacción célula-matriz extracelular. A pesar de esto, las

células pueden proliferar y crecer de sobre manera [71]. El conteo celular es realizado en la

cámara de hematocitómetro o cámara de Neubauer en la cual se utiliza azul de tripano para

visualizar a las células muertas (el azul tripano tiene la capacidad de teñir a los tejidos y las

células muertas) y poder realizar un conteo de células más apropiado [72] [73]. La

proliferación celular es un parámetro que se utiliza para medir la salud de las células; es la

medida del número de células que se dividen en un cultivo. Para realizar la proliferación

celular, se siembran un número de células definidas en una gradilla y se enumeran las

colonias que son formadas durante el crecimiento [74], como se muestra en la Tabla 6.2.


Tabla 6.2 Distribución de células en placa de 96 pocillos.

1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12

A C

on

tro

l cél

ula

s

Co

ntr

ol c

élu

las

PEG 600

HNTs (5 ul)

PEG 600

HNTs (10 ul)

PEG 600

HNTs (20 ul)

X X X X X X

Co

ntr

ol p

laca

B X X X X X X

C X X X X X X

D X X X X X X

E X X X X X X

F X X X X X X

G 100 k 50 k 25 k 12.5 k

H 6.25 k 3.125 k 1.56 k 0.78 k

Cabe destacar que, para llevar a cabo las pruebas de proliferación celular, se tomó en

cuenta un trabajo previo realizado en la Universidad de Monterrey. Dicho estudio consideró

una mezcla de HNTs y PEG modificada con trimetoxipropilsilano (TMPS) como posible

aplicación en remplazo de líquido sinovial. La adición de este último elemento se debió a

que podría representar una mejora en las propiedades tribológicas del lubricante. Se utilizó

la misma línea celular (C6 glioblastoma de rata), siendo sembrada con una densidad de

10,000 células por pozo. Sin embargo, el tratamiento con HNTs mencionado, fue aplicado

con una solución al 5% y el ensayo se dejó correr por 24, 48 y 72 horas.

Ahora bien, a diferencia del estudio mencionado, en el presente trabajo se midió la

viabilidad celular en presencia del lubricante PEG-HNTs, el cual no fue diluido, es decir, se

aplicó a manera de película. También el tiempo de prueba se disminuyó a 24 horas, debido

a que se pensó que, por ser más agresivo el tratamiento (película), sería un buen tiempo

para observar y medir resultados.

Para este estudio se utilizaron células de glioblastoma C6 de rata ya que son altamente

sensibles a los cambios de su entorno. Posteriormente, las células fueron cultivadas en

placas de Petri con medio celular DMEM a una temperatura de 37°C, las cuales se pueden

ver en la Figura 6.14. Se sembraron las células C6 en una placa de 96 pocillos a una

densidad de 30,000 células por pocillo. Después, se realizó un tratamiento con una solución

de 5µl, 10µl y 20µl de la mezcla de PEG y HNTs y se dejaron en reposo por 24 horas para

poder ser analizadas posteriormente.


Figura 6.14. Células de glioblastoma C6 de rata observada a través de un microscopio óptico.

6.2.3.1 Disgregación celular.

Es importante tener en cuenta la seguridad biológica dentro del laboratorio. Es obligatorio

el lavado de manos después del trabajo de laboratorio para así evitar contaminación del

material biológico con el usuario. Todo el material biológico utilizado (incluyendo el

plástico desechable y vidrio), debe ser inactivado por hipoclorito o esterilizado antes de

tirarlo o deshacerse de él. Todas las mesas de trabajo y las campanas utilizadas con material

biológico deben ser descontaminadas antes y después de su uso [75].

A continuación, se muestran los pasos que se llevaron a cabo para realizar la disgregación

celular.

1. Limpiar la campana con SDS y E+OH

2. Introducir los siguientes componentes a la campana:

Medio celular (DMEM)

Tripsina

Pipeta (pipettor)

Pipetas de 5ml y 10ml

Vaso de precipitado (150ml) con cloro para los desechos


Gradilla

Bolsa de tubos falcon de 15ml

Bolsa de petris de 10ml (cell treated)

Placa de 96 pocillos

3. Prender la centrífuga refrigerada a 4°C

4. Con una pipeta de 10ml, se remueve el medio celular y se vacía en el vaso de

precipitado. Es importante tirar la pipeta.

5. Agregar 4ml de tripsina con pipeta de 5ml y meter a la incubadora por dos minutos

y medio (2:30min). Se guarda la pipeta de 5ml.

6. Mientras son incubadas, sacar un tubo falcon de 15ml y una caja Petri de las bolsas

estériles. Resellar las bolsas con masking tape y sacar de la campana

7. Rotular las cajas Petri de la siguiente forma: Fecha/concentración/céulas C6/

iniciales de quien realizó el procedimiento/pasaje+1. Siempre revisar la caja de Petri

anterior.

8. Después de 2:30 minutos de incubación, sacar las células y moverlas orbitalmente

sobre la mesa hasta ver que se desprenden del fondo.

9. Poner E+OH a la base de la caja y volver a incubar por 2:30minutos más.

10. Sacar las células y meterlas a la campana

11. Con la misma pipeta de 5ml, remover la tripsina del Petri y vaciar en el tubo falcon

de 15ml.

12. Agregar 6ml de medio celular (DMEM) al Petri con una pipeta nueva de 10ml y

disgregar para atrapar las células restantes. Ese medio es agregado al tubo falcon de

15ml. No tirar la pipeta.

13. Centrifugar el tubo falcon a 1290 RPM x 10mm en la centrífuga. Es importante

poner un tubo falcon de contra peso.

14. Con la misma pipeta de 10ml, remover el medio de la campana cuidando dejar el

pellet de células en el tubo falcon. Es importante tirar el medio en el vaso de

desechos y tirar la pipeta.

15. Con una pipeta nueva de 10ml, agregar 10ml de medio celular al tubo falcon y

disgregar completamente el pellet. No tirar la pipeta.


16. Centrifugar nuevamente a 1290 RPM x 10mm poniendo otro tubo falcon de

contrapeso.

17. Con la misma pipeta de 10ml, remover el medio de la campana cuidando dejar el

pellet de células en el tubo falcon. Es importante tirar el medio en el vaso de

desechos y tirar la pipeta.

18. Con una pipeta nueva de 10ml, agregar 10ml de medio al falcon y disgregar

completamente. Es muy importante que estén bien disgregadas y no tirar la pipeta.

19. Sembrar las células necesarias en el Petri (con la misma pipeta) dependiendo de

cuando deseen utilizarlas. Dentro de:

3 días = concentración 1:5 = 2ml

5 días = concentración 1:10 = 1ml

7 días = concentración 1:30 = 333µl

20. Agregar el medio correspondiente con una pipeta nueva para que el volumen final

sea de 7ml.

21. Sellar el medio celular y la tripsina con parafilm y almacenarlos a 4°C.

22. Sacar todos los componentes de la campana y limpiarla.

6.2.3.2 Conteo celular

Para el conteo celular, son requeridos los materiales que se muestran en la Figura 6.15 [76]:

a) Muestra celular a medir

b) Hematocitómetro o Cámara de Neubauer

c) Microscopio óptico

d) Cubre objetos

e) Pipeta o micropipeta con punta

f) Buffer o PBS


Figura 6.15. Materiales para cámara Neubauer/ Hematocitómetro. [74]

La cámara de Neubauer o Hematocitómetro es una placa de cristal de 30 x 70 mm y 4mm

de grosor. Está dividida en tres partes y en la parte central es donde se realiza el conteo

celular con la ayuda de la retícula cuadrangular grabada. Ésta se divide en 25 cuadros

medianos de 0.2mm de lado y cada cuadro se subdivide en 16 cuadrados más pequeños. Por

lo tanto, el cuadrado central tiene 400 cuadrados pequeños (Figura 6.16) [76].

Figura 6.16. Detalle de la rejilla de la Cámara de Neubauer. [75]


A continuación, se muestran los pasos a seguir para el conteo celular [76].

1. Preparación de la muestra: se prepara con una concentración adecuada para el

recuento. El rango normal para esta prueba es de 250,000 células a 2.5millones de

células por mililitro. La concentración óptima para conteo en hematocitómetro es de

1 millón de células por mililitro (ml); 106 células/ml [76]. Se le agrega la

concentración adecuada de azul tripán y se mezcla la suspensión celular con el azul

tripán de 5 a 8 veces por medio de pipeteo.

2. Introducción de la muestra en la Cámara de Neubauer: se toman 10µl de la mezcla

preparada en el paso anterior con la pipeta

2.1.Se coloca un cubreobjetos sobre la cámara de Neubauer.

2.2.Se introduce una punta desechable en el extremo de la pipeta, se ajusta (girando

el botón para seleccionar el volumen deseado) para succionar 10µl de líquido.

2.3.Se introduce la punta de la pipeta en la muestra

2.4.Se pulsa el pistón superior de la pipeta suavemente (hasta el tope)

2.5.Se saca la pipeta de la muestra y se lleva a la Cámara de Neubauer (se mantiene

en posición vertical)

2.6.Se coloca la punta de la pipeta en el borde del cubreobjetos, en el extremo de la

cámara de Neubauer.

2.7.Se suelta el pistón suavemente, supervisando que el líquido está entrando

correctamente y de forma uniforme en la cámara ( Figura 6.17). Al

terminar este paso, la cámara de Neubauer está lista para el recuento celular.


Figura 6.17. Llenado del Hematocitómetro/Cámara de Neubauer.

2.8.Repetir el procedimiento sólo en caso de que aparezcan burbujas o el

cubreobjetos se haya movido [76] [73].

3. Preparación y Enfoque del Microscopio

3.1.Colocar la cámara de Neubauer en la bandeja del microscopio y fijarla en la

pinza de sujeción (opcional).

3.2.Encender la luz del microscopio y enfocarlo hasta que las células se vean

nítidas.

3.3.Buscar el primer cuadro donde vaya a realizarse el recuento y realizar el

recuento de células. Contar por separado las células azules (muertas) y las

células blancas (vivas) que son observadas en cada uno de los cuadros. Si las


células tocan el límite superior o el límite izquierdo del cuadro, deben

contabilizarse. Pero si tocan el límite inferior o límite derecho, no se

contabilizan [76] [73]. En caso de que exista una alta concentración celular, se

cuenta en forma de zig-zag como se observa en la Figura 6.18, y en la Figura

6.19 se puede ver un ejemplo del uso del hematocitómetro para el conteo

celular.

Figura 6.18. Conteo Celular. Izquierda: Límite superior e izquierdo deben contabilizarse. Límite inferior o

derecho no se contabilizan. Derecha: Recuento con alta concentración celular. [75]

Figura 6.19. Muestra de un conteo celular.


3.4.Anotar los resultados de cantidad de células que vamos obteniendo. Repetir el

proceso para el resto de los cuadrados [76].

4. Cálculo de la concentración. Para el cálculo de la concentración se realiza la

siguiente ecuación [76]:

𝐶𝑜𝑛𝑐𝑒𝑛𝑡𝑟𝑎𝑐𝑖ó𝑛 (𝑐𝑒𝑙

𝑚𝑙) =

𝑛ú𝑚𝑒𝑟𝑜 𝑑𝑒 𝑐é𝑙𝑢𝑙𝑎𝑠

𝑣𝑜𝑙𝑢𝑚𝑒𝑛 (𝑚𝑙)

En donde el número de células es la suma de todas las células contadas en los

cuadrados y el volumen es el volumen total de todos los cuadrados.

4.1.Para el recuento de los cuadros grandes, se utiliza la siguiente ecuación [76]:

𝐶𝑜𝑛𝑐𝑒𝑛𝑡𝑟𝑎𝑐𝑖ó𝑛 =𝑛ú𝑚𝑒𝑟𝑜 𝑑𝑒 𝑐é𝑙𝑢𝑙𝑎𝑠 𝑥 10,000

𝑛ú𝑚𝑒𝑟𝑜 𝑑𝑒 𝑐𝑢𝑎𝑑𝑟𝑜𝑠

Para esta prueba de conteo de células, existe un error del 20-30% por errores a la hora de

utilizar la pipeta, errores estadísticos en muestras poco representativas, por errores de

volumen de muestra, entre otras [76][73].

6.2.3.3 Ensayo de proliferación celular CellTiter-Glo® Luminescent Cell

Viability Assay

El método utilizado en este estudio es el CellTiter-Glo® Luminescent Cell Viability Assay,

que permite determinar el número de células basado en la cantidad de ATP presente, lo cual

es señal de existencia de células metabólicamente activas. El procedimiento de este ensayo,

mostrado en la Figura 6.20, implica la adición de un reactivo (CellTiter-Glo® Reagent)

directamente a las células cultivadas en un medio suplementado con suero. En este ensayo,

las células son lisadas y se genera una señal luminiscente proporcional a la cantidad de

ATP presente, la cual es directamente proporcional al número de células vivas. Por último,

dicho ensayo se basa en las propiedades de la luciferasa, que en presencia de ATP y

oxígeno, genera una señal luminiscente. Esta reacción se muestra en la Figura 6.21 [77]


Figura 6.20. Procedimiento del ensayo CellTiter-Glo® Luminescent Cell Viability Assay.

Figura 6.21. Reacción de la luciferasa en presencia de ATP y oxígeno. [76]

Para la preparación del reactivo (CellTiter-Glo Reagent), se realizan los siguientes pasos

[77]:

1. Descongelar CellTiter-Glo Buffer y equilibrarla a temperatura ambiente antes de

utilizarla. Puede ser descongelada y almacenada a temperatura ambiente hasta 48

horas antes de su uso.

2. Equilibrar el substrato liofilizado CellTiter-Glo a temperatura ambiente antes de

utilizarlo.


3. Transferir el volumen apropiado de CellTiter-Glo Buffer en la botella ámbar con el

Substrato CellTiter-Glo para reconstruir la mezcla enzima/substrato. Esto forma el

reactivo CellTiter-Glo (CellTiter-Glo Reagent).

4. Mezclar mediante agitación (suavemente) el contenido para obtener una solución

homogénea. Debe mezclarse fácilmente en menos de un minuto.

6.2.3.4 Protocolo para el ensayo de viabilidad celular [77].

1. Preparar la placa de 96 pocillos con células en un medio de cultivo, 100µl por

pocillo (en el caso de 96 pocillos). Es importante que las placas sean compatibles

con el luminómetro utilizado.

2. Preparar los pocillos que van a ser de control. Éstos contienen el medio sin células

para así poder obtener un valor de referencia a la luminiscencia.

3. Agregar el compuesto de ensayo a los pocillos experimentales. Incubarlos de

acuerdo al protocolo de cultivo celular.

4. Equilibrar la placa con el contenido a temperatura ambiente durante 30 minutos

aproximadamente.


Figura 6.22. Preparación y uso de CellTiter-Glo® Reagent. [76]

84 Resultados

7 Resultados

Los resultados de la prueba de desgaste se presentarán como pérdida de masa en gramos,

tanto para el bloque como para el anillo. Además, se midió la profundidad de desgaste

dinámico, la fuerza de fricción y el coeficiente de fricción. De igual manera, se presentarán

los resultados obtenidos en el ensayo de proliferación celular mencionada para conocer el

comportamiento de las células en presencia de los lubricantes propuestos.

A continuación, se muestran los resultados obtenidos en las pruebas mencionadas, así como

los porcentajes de incremento en las propiedades medidas, para determinar qué lubricantes

presentaron un mejor comportamiento y aumentaron la resistencia al desgaste.

7.1 Rugosidad

Para el análisis de la rugosidad en la superficie de los anillos de CoCrMo se tomó una

imagen de cada una de las superficies de éstos, antes y después de haber completado las 36

horas de cada prueba de desgaste en la T-05. Dichas imágenes se muestran en la Figura 7.1.

Los resultados de este análisis se pueden apreciar en la Figura 7.2, donde muestra el cambio

de rugosidad de la superficie (∆𝜇).

Se observa que el mayor cambio de rugosidad en la superficie ocurrió en presencia de la

solución de Hartmann con un ∆Ra de 0.3121𝜇. Mientras que PEG y PEG-HNTs mostraron

cambios menores en la rugosidad de la superficie de los anillos de CoCrMo con un ∆Ra de

0.0243 y 0.0050𝜇, respectivamente. Estos resultados indican que los anillos con lubricantes

a base de PEG sufrieron un menor pulido a comparación de los anillos expuestos a la

solución de Hartmann, lo que genera una menor cantidad de partículas de desgaste

producidas, y por consecuencia, la resistencia al desgaste mejoró. En la Figura 7.3 se puede

observar una ejemplificación del comportamiento de la superficie del material en el proceso

de desgaste.

85 Resultados

Figura 7.1. Perfiles de la superficie de los anillos antes y después de cada prueba de desgaste para la

obtención del Ra.

Figura 7.2. Cambio de rugosidad de la superficie de los anillos de CoCrMo.

92%

98%

86 Resultados

Figura 7.3. Desgaste adhesivo generado en dos superficies en contacto provocando las partículas de

desgaste.[78]

7.2 Pérdida de masa

En la Figura 7.4 se muestran los resultados del cambio de masa en gramos de los bloques

de UHMWPE. Como se puede observar, el volumen de desgaste del bloque en presencia de

la solución de Hartmann aumentó hasta alcanzar 2.75 mg, siendo éste el lubricante que

generó mayor pérdida de material. A diferencia de los bloques utilizados con PEG y PEG-

HNTs, cuyas masas aumentaron 0.030 y 4.4 mg, respectivamente. Este incremento de masa

en los bloques de UHMWPE se debe a que el PEG se comportó como plastificante,

reforzando así al material [79] [80]. De igual manera, a dichos lubricantes se les atribuye la

formación de un tribofilm en la superficie del bloque, posiblemente a consecuencia de la

composición química de los materiales, así como las fuerzas de fricción en las superficies

en contacto [81] [82]. En la Figura 7.6 se puede ver una representación de la fusión del

PEG como plastificante y la creación de dicho tribofilm.

Asimismo, en la Figura 7.5 se muestran los resultados del cambio de masa de los anillos de

CoCrMo. La mayor pérdida de masa obtenida ocurrió en presencia de la solución de

Hartmann (3.47 mg). En cambio, con el uso de PEG y PEG-HNTs, la pérdida de masa de

los anillos fue menor, alcanzando 0.309 y 0.82 mg, respectivamente. Se sugiere que la

87 Resultados

presencia de HNTs dio lugar a un llenado de valles [83], es decir, ocuparon espacios vacíos

en la superficie del anillo como se representa en la

Figura 7.7. De igual manera, debido a su estructura física, estas nanopartículas se

comportaron como rodillos, generando un deslizamiento entre las superficies y

disminuyendo así el desgaste [84].

Figura 7.4. Masa perdida de los bloques de UHMWPE en presencia de diferentes lubricantes. La flecha roja

indica masa perdida y la flecha verde masa ganada.

PEG+HNTs

101% 260%

88 Resultados

Figura 7.5. Masa perdida de los anillos de CoCrMo en presencia de diferentes lubricantes.

Figura 7.6. PEG actuando como plastificante y formando tribofilm en conjunto con HNTs sobre la superficie

del bloque de UHMWPE.

91%

76%

89 Resultados

Figura 7.7. Representación de llenado de valles por parte de HNTs en la superficie de CoCrMo.

7.3 Coeficiente de fricción

Los resultados del coeficiente de fricción se muestran en la Figura 7.8. Se observa cómo el

COF disminuye en presencia del PEG y PEG-HNTs, comparado con la solución de

Hartmann. Estos resultados indican que al disminuir el COF, las fuerzas de fricción

presentes entre los materiales en contacto también disminuyen. Esto se debe al

comportamiento de los HNTs, ya que al tener una estructura cilíndrica, funcionan como

rodillos entre las dos superficies, ayudando así al deslizamiento entre ambas piezas, como

se puede apreciar en la Figura 7.9. Por lo tanto, la resistencia al desgaste del par de fricción

se ve aumentada, provocando una menor pérdida de material, y por consecuencia una

menor cantidad de partículas de desgaste, evitando así la liberación de iones tóxicos en el

cuerpo.

90 Resultados

Figura 7.8. Coeficiente de fricción presentado en el sistema tribológico.

Figura 7.9.Comportamiento de los HNTs entre las superficies en contacto.[85]

57%

55%

71%

61% 54%

60%

91 Resultados

7.4 Desplazamiento

Estos resultados consideran el desplazamiento de las superficies en contacto del sistema

tribológico, es decir, el anillo y el bloque durante las pruebas de desgaste. En la Figura 7.10

se muestran dichos resultados y se puede observar que los desplazamientos en presencia de

los lubricantes a base de PEG, son menores en comparación a los de la solución de

Hartmann. Esto se relaciona con la cantidad de masa perdida de ambos materiales, así como

la formación del tribofilm debido a la afinidad química entre el PEG y el UHMWPE [81]

[82], y el llenado de valles en la superficie del anillo en presencia de HNTs [83]

Figura 7.10. Desplazamiento presentado en el sistema tribológico.

7.5 Ensayo de proliferación celular

Los resultados obtenidos en el previo estudio mencionado en la sección 6.2.3, donde se

investigan los efectos de la mezcla PEG y HNTs modificada con TMPS, se muestran en la

Figura 7.11. Se observa que en las primeras 24 horas, la cantidad de células con tratamiento

34%

42% 59%

54%

66% 74%

92 Resultados

fue menor que la cantidad de células control. Sin embargo, a las 72 horas, el número de

células a las que se le aplicó el tratamiento aumentó, superando a las de control.

Concluyendo así que, el tratamiento conformado por PEG, HNTs y TMPS, no inhibe la

proliferación celular.

Ahora bien, los resultados del ensayo de proliferación del presente estudio se muestran en

la Figura 7.12. Se pueden observar los tres volúmenes de tratamiento que fueron aplicados

(5µl, 10µl y 20µl), así como el control y la cantidad de células presentes para cada caso,

después de 24 horas. Se ve claramente que las células de control se duplicaron, mientras

que las células a las que se aplicó el lubricante no mostraron crecimiento alguno. Sin

embargo, al comparar con el estudio en el que se añadió TMPS, es posible observar que a

las primeras 24 horas, las células muestran un comportamiento similar. Tomando en cuenta

lo anterior, no es posible concluir si el tratamiento PEG-HNTs inhibe o no el crecimiento

celular, por lo que es necesario realizar más estudios considerando el tratamiento en forma

de película y alargar el tiempo de prueba.

Figura 7.11. Ensayo de proliferación celular con tratamientos de PEG y PEG-HNTs (TMPS) a 24, 48 y 72

horas.

93 Resultados

Figura 7.12. Ensayo de proliferación celular con tratamiento a base de PEG-HNTs en diferentes

concentraciones por 24 horas.

94 Conclusiones y recomendaciones

8 Conclusiones y recomendaciones

Este estudio tribológico ha demostrado la influencia de tres diferentes lubricantes

propuestos: solución de Hartmann, PEG y el nanolubricante PEG-HNTs, en las propiedades

de desgaste del par de fricción CoCrMo-UHMWPE para implantes de rodilla.

La masa perdida del bloque y anillo fue disminuida en un 260% y 75% en presencia de

PEG-HNTs, respectivamente, en comparación con la solución de Hartmann. De igual

manera, el COF y la rugosidad disminuyeron un 60% 98%, respectivamente. Estas mejoras

se atribuyen al PEG, el cual se comportó como plastificante, infiltrándose a través de los

microporos del UHMWPE por medio de difusión, brindándole una mayor dureza en la

parte interna, y una mayor flexibilidad en la superficie. De igual manera, el PEG generó la

formación de un tribofilm en la superficie del bloque debido a su compatibilidad química.

Y al ser reforzado dicho lubricante con HNTs, éstos mejoraron las propiedades de

rugosidad superficial y COF debido al llenado de valles en la superficie de los materiales y

a su efecto de rodillo.

Los resultados obtenidos en este estudio demostraron que los nanolubricantes a base de

PEG y reforzados con HNTs tienen la capacidad de incrementar la resistencia al desgaste

de manera efectiva entre el par de fricción CoCrMo-UHMWPE, así como incrementar el

tiempo de vida útil de dichos biomateriales utilizados en el remplazo total de rodilla.

También, así como se ha demostrado en otros trabajos la biocompatibilidad de los

materiales utilizados en los lubricantes propuestos, es importante continuar con pruebas de

proliferación y citotoxicidad, ya que en un futuro se podrían funcionalizar los HNTs para la

liberación de fármacos en la articulación.

Cabe destacar que, así como existe un beneficio para el material, también lo hay para el

paciente. Al mejorar la resistencia al desgaste, se genera una menor pérdida de material y

de partículas de desgaste y por consecuencia disminuye la liberación de iones que resultan

tóxicos para la salud. Evitando así, reacciones alérgicas, disturbios en el sistema nervioso y

vascular y una segunda cirugía, lo cual representa mayores complicaciones y mayores

gastos económicos. Es por esto que el desarrollo de nuevos lubricantes permite mejorar la

calidad de vida de pacientes que recurren al remplazo total de rodilla.

95 Bibliografía

9 Bibliografía

[1] C. Nich, Y. Takakubo, J. Pajarinen, M. Ainola, A. Salem, T. Sillat, A. Rao, M.

Raska, Y. Tamaki, M. Takagi, Y. Konttinen, S. Goodman y J. Gallo, «Macrophages

– Key Cells in the Response to Wear Debris from Joint Replacements,» J Biomed

Mater Res, nº 10, pp. 3033-3045, 2013.

[2] H. A. Ching, D. Choudhury, M. J. Nine y N. Osman, «Effects of surface coating on

reducing friction and wear of orthopaedic implants,» Science and Technology of

Advanced Materials, vol. 15, 2014.

[3] P. H. Wooley, «The future of Orthopaedic Biomaterials,» Center of Innovation for

Biomaterials in Orthopaedic Research (CIBOR), [En línea]. Available:

http://webs.wichita.edu/depttools/depttoolsmemberfiles/academicaffairs/CIBOR/NA

C%20wooley.pdf. [Último acceso: 7 Diciembre 2015].

[4] A. López, Texturizado de UHMWPE para la reducción de desgaste y su aplicación

en prótesis de articulación de rodilla., Querétaro: CICATA-IPN, 2007.

[5] J. Park y L. R, Biomaterials: An Introduction, Springer Science & Business Media,

2007.

[6] F. Rodríguez, Biomaterials in Orthopedic Surgery, ASM International, 2009.

[7] B. Ratner, A. Hoffman, F. Schoen y J. Lemons, Biomaterials Science: An

Introduction to Materials in Medicine, Oxford: Academic Press, 2012.

[8] V. Migonney, Biomaterials (1), Wiley-ISTE, 2014.

[9] G. Manisavagam, D. Dhinasekaran y A. Rajamanickam, «Biomedical Implants:

Corrosion and its Prevention - A Review,» Recent Patents on Corrosion Science, vol.

2, pp. 40-54, 2010.

[10] M. Niinomi, «Recent research and development in titanium alloys for biomedical

applications and healthcare goods,» Science and Technology of Advanced Materials,

nº 4, pp. 445-454, 2003.

[11] S. Asnis y R. Kyle, Cannulated Screw Fixation: Principles and Operative

Techniques, Springer Science & Business Media, 2012.

[12] S. Teoh, «Fatigue of biomaterials: a review,» International Journal of Fatigue, nº 22,

pp. 825-837, 2000.

[13] A. Camean, Toxicología avanzada, Madrid: Ediciones Díaz de Santos, 1995.

[14] C. Delaunay, I. Petit, I. Learmonth, P. Oger y P. Vendittoli, «Metal-on-metal

bearings total hip arthroplasty: The cobalt and chromium ions release concern,»

Orthopaedics & Traumatology: Surgery & Research, vol. 96, p. 894–904, 2010.

[15] G. Keegan, I. Learmonth y C. Case, «Orthopaedic metals and their potential toxicity

in the arthroplasty patient,» The Bone & Joint Journal, Vols. %1 de %289-B, nº 5,

96 Bibliografía

pp. 567-573, 2007.

[16] O. Linares, «Tribología y mantenimiento proactivo,» ASME, 2005.

[17] F. Díaz, Tribología: Fricción, Desgaste y Lubricación, Cuautitlán, 2007.

[18] L. P. Parás, «Tribología,» Monterrey, 2014.

[19] E. Villa, Comportamiento Biomecanico de la Rodilla, Veracruz: Universidad

Veracruzana, 2014.

[20] J. A. Ortega, Estudio Biotribológico de Implantes de Cadera Metal-Metal

Modificafos Superficialmente, Nuevo León: Facultad De Ingeniería Mecánica Y

Eléctrica, 2013.

[21] Z. Jin y D. Dowson, «Bio-friction,» Friction, vol. 1, nº 2, pp. 100-113, 2013.

[22] W. Brostow, J.-L. Deborde, M. Jakleicz y P. Olszynski, «Tribología con énfasis en

polímeros: fricción, resistencia al rayado y al desgaste.,» The Journal of Materials

Education, pp. 119-132, 2003.

[23] D. Giancoli, Fisica: Principios con aplicaciones, México: Pearson Educación, 2006.

[24] F. Martínez, La tribología : ciencia y técnica para el mantenimiento, Limusa, 2002.

[25] M. P. Groover, Fundamentos de Manufactura Moderna: Materiales, Procesos Y

Sistemas, México: Pearson Educación, 1997.

[26] L. Sampén, «Pautas para el diseño de partes metálicas resistentes al desgaste,»

Industrial Data - Revistas de investigación UNMSM, pp. 74-78, 2003.

[27] S.A, «¿Qué es el desgaste?,» 17 Noviembre 2008. [En línea]. Available:

https://cadcamcae.wordpress.com/2008/11/17/%C2%BFque-es-el-desgaste/.

[28] R. Ybarra, «Abrasivos y Microabrasion,» 2006. [En línea]. Available:

http://www.raulybarra.com/notijoya/biblioteca_archivos_1.1/notijoya_1.1/archivosno

tijoya8/8abrasivos_pulido.htm.

[29] M. Vélez, Materiales industriales. Teoría y aplicaciones, Medellín: ITM, 2008.

[30] P. Albarracín, Tribología y Lubricación Industrial y Automotriz, Colombia: Talleres

Gráficos de Litochoa, 2001.

[31] C. Cucho, «Película interfacial: Caras de contacto sin lubricación,» 2010. [En línea].

Available: http://www.mailxmail.com/curso-bombas-centrifugas/pelicula-interfacial-

caras-contacto-lubricacion.

[32] Q. Luo, «Tribofilms in solid lubricants,» Sheffield Hallam University , pp. 4-12,

2013.

[33] I. Gershman, M. Hakim, M. Shalaby, J. Krzanowski y S. Veldhuis, «Tribofilm

Formation As a Result of Complex Interaction at the Tool/Chip Interface during

Cutting,» Lubricants, vol. 2, pp. 113-123, 2014.

[34] Millers Oils, «Nanotechnology in engine and gear oils,» 22 Junio 2012. [En línea].

Available:

97 Bibliografía

https://www.google.com.mx/search?q=tribofilm&espv=2&biw=1366&bih=623&tbm

=isch&imgil=Hz5YTbbvVIakGM%253A%253B0zwFpoAzSDsfkM%253Bhttp%25

253A%25252F%25252Frennlist.com%25252Fforums%25252Fracing-and-drivers-

education-forum%25252F703104-nanotechnology-in-engin. [Último acceso: 22

Abril 2016].

[35] A. Eguiluz, M. Ramírez, A. Ortiz y H. Durán, «Formación de una capa tribológica en

la aleación SAE-783,» Ingeniería mecánica tecnología y desarrollo, vol. 3, nº 3, pp.

85-90, 2009.

[36] M. Rosenberger, E. Forlerer y C. Schvezov, «Estabilidad de la capa tribologica en

materiales compuestos de matriz de aluminio,» CONAMET, vol. 259, pp. 896-901,

2007.

[37] M. Hinojosa y M. Reyes, «La rugosidad de las superficies: Topometría,» Ingenierías,

pp. 27-33, 2001.

[38] Universidad del País Vasco – Euskal Herriko Unibertsitatea, «Metrología del

acabado superficial,» 2009. [En línea]. Available:

http://www.ehu.eus/manufacturing/docencia/745_ca.pdf.

[39] M. Ashby, P. Ferreira y D. Schodek, Nanomaterials, Nanotechnologies and Design:

An Introduction for Engineers and Architects, London: Elsevier, 2009.

[40] C. Álvarez, «Visión General de la Nanotecnología y sus Posibilidades en la Industria

de Alimentos,» Revista Recitela, 2011.

[41] M. Schulenberg, La Nanotecnología: Inovaciones para el Mundo del Mañana, Berlin:

Comisión Europea, 2014.

[42] C. Gutiérrez, «Las Nanopartículas: pequeñas estructuras con gran potencial ¿Por qué

el interés en estos materiales? ¿Qué aplicaciones tienen?,» [En línea]. Available:

http://www.inin.gob.mx/publicaciones/documentospdf/39%20NANOPARTICULAS.

pdf. [Último acceso: 29 Abril 2016].

[43] M. Quintana, L. Hirschbein y E. Pérez, «Nanopartículas: Principios y Aplicaciones,»

Revista Ciencia y Desarrollo: Conacyt, vol. 34, nº 221, pp. 62-67, 2008.

[44] M. Akbulut, «Nanoparticle - based Lubrication Systems,» Journal of Powder

Metallurgy and Mining, nº 2168-9806, 2011.

[45] J. Mansot, Y. Bercion y L. Romana, «Nanolubrication,» Brazilian Journal of

Physics, vol. 39, nº 1A, pp. 186-197, 2009.

[46] J. Martin y N. Ohmae, Nanolubricants, vol. 13 , John Wiley and Sons, 2008.

[47] D. Bairwa, K. Upman y G. Kantak, «Nanofluids and its Applications,» International

Journal of Engineering, Management & Sciences, vol. 2, nº 1, 2015.

[48] M. Panesso, M. Trillos y I. Tolosa, Biomecánica clínica de la rodilla, Bogotá:

Universidad del Rosario, 2009.

98 Bibliografía

[49] D. Ogiela, «Artroscopia de rodilla,» American Accreditation HealthCare

Commission, 12 Enero 2016. [En línea]. Available:

https://www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish/ency/esp_presentations/100117_1.htm

. [Último acceso: 23 Abril 2016].

[50] I. Rodriguez, R. Navarro, R. Cabrera y F. Figueroa, «Anatomía y Biomecánica de la

rodilla,» III JornadaS Canarias de TraumatologÍa y CirugÍa OrtopÉdica, pp. 6-11,

2011.

[51] A. Gómez, «Rodilla y Tobillo,» 2015. [En línea]. Available:

http://slideplayer.es/slide/3274399/. [Último acceso: 24 Abril 2016].

[52] D. Escobar, «Fisiología de la rodilla,» 15 Julio 2009. [En línea]. Available:

http://es.slideshare.net/anityta/fisiologia-rodilla. [Último acceso: 24 Abril 2016].

[53] a. Braidot, g. Braidot, m. Crespo, J. Daniel, J. Gigli y E. Ledroz, «Estudio de la

dinámica postquirúrgica de la rodilla en pacientes con reconstrucción del ligamento

cruzado anterior,» Cátedra de Biomecánica, pp. 1-10, 2003.

[54] M. Whittle, Gait Analysis an Introductión, Philadelphia: Elsevier, 2007.

[55] E. González, «Líquido sinovial,» 24 Junio 2011. [En línea]. Available:

http://demedicina.com/liquido-sinovial/. [Último acceso: 24 Abril 2016].

[56] C. Rojas, «Liquido Sinovial,» 2011. [En línea]. Available:

http://www.asoreuma.org/publicacionesdetalle.php?opcDes=true&arc=publicacion_2

6.pdf.. [Último acceso: 24 Abril 2016].

[57] O. Benitez, «Nuevos lubricantes para la articulación. Viscosuplementación.,» 19

Febrero 2010. [En línea]. Available:

https://plus.google.com/photos/118233614730054628955/photo/5440126574657604

914?banner=pwa. [Último acceso: 24 Abril 2016].

[58] S.A, «Prótesis total de rodilla,» Cirugía en Traumatología, s.f. [En línea]. Available:

http://www.cirugiaentraumatologia.com/Procedimientos-cirugia/protesis-rodilla/.

[Último acceso: 24 Abril 2016].

[59] P. J. Llinás, «Reemplazo total de rodilla,» Fundación Valle del Lili, nº 152, pp. 1-4,

2009.

[60] M. Aguila, D. J. Ruiz Caballero, D. E. Brito Ojeda y D. J. Jiménez Díaz, «Prótesis de

rodilla. Biomecánica,» XXIV Jornadas Canarias De Traumatologia Y Cirugia

Ortopedica, pp. 124-131, 2010.

[61] L. Ferrández, Actualizaciones en cirugía ortopédica y traumatología, Barcelona:

Elsevier, 2003.

[62] M. Grossor, Efecto de la irradiación iónica en el polietileno de las prótesis articulares

de cadera, San Martín: Universidad Nacional de General San Martín, 2006.

[63] M. Kobayashi, T. Koide y H. Suong-Hyu, «Tribological characteristics of

polyethylene glycol (PEG) as a lubricat for wear resistance of ultra-high-molecular-

99 Bibliografía

weight polyethylene (UHMWPE) in artificial knee join.,» Journal of the mechanical

behavior of biomedical materials, vol. 38, pp. 33-38, 2014.

[64] S. Gallegos-Cantú, M. Hernández-Rodríguez, E. García-Sánchez, A. Juárez-

Hernández, J. Hernández-Sandoval y R. Cue-Sampedro, «Tribological study of TiN

monolayer and TiN/CrN (multilayer and superlattice) on Co-Cr alloy,» Wear, pp.

439-447, 2015.

[65] A. Aurora, J. DesJardins, P. Joseph y M. LaBerge, «Effect of lubricant composition

on the fatigue properties of ultra-high molecular weight polyethylene for total knee

replacement,» Proc. IMechE, vol. 220, pp. 541-551, 2006.

[66] J. DesJardins, A. Aurora, A. Tanner, T. Pace, K. Acampora y M. LaBerge,

«Increased total knee arthroplasty ultra-high molecular weight polyethylene wear

using a clinically relevant hyaluronic acid simulator lubricant,» Proc. IMechE, vol.

220, pp. 609-623, 2006.

[67] Ministerio de sanidad politica social e igualdad, «Agencia española de medicamentos

y productos sanitarios,» s.f. [En línea]. Available:

http://www.aemps.gob.es/cima/pdfs/es/p/39000/39000_p.pdf. [Último acceso: 04

Mayo 2016].

[68] C. DeArmitt, «Halloysite Clay Nanotubes,» Phantom Plastics, [En línea]. Available:

http://phantomplastics.com/functional-fillers/halloysite/. [Último acceso: 11 Mayo

2016].

[69] Institute for Susteanble Technologies, T-05 Block-on-Ring Wear Tester hor

Evaluation of Lubricants, Institute for Susteanble Technologies, 2008.

[70] Alicona, «InfiniteFocusSL,» s.f. [En línea]. Available:

http://www.alicona.com/en/products/infinitefocussl/. [Último acceso: 28 Abril 2016].

[71] EHU, «Introducción al Cultivo Celular,» [En línea]. Available:

http://www.ehu.eus/biofisica/juanma/mbb/pdf/cultivo_celular.pdf. [Último acceso: 8

Mayo 2016].

[72] Cultek, «Cultivos Celulares,» 2007. [En línea]. Available:

http://www.cultek.com/inf/otros/soluciones/Cultivos%20Celulares/Aplica_Cultivos_

Celulares_2007.pdf. [Último acceso: 8 Mayo 2016].

[73] UASLP, «Conteo y Evaluación de la Viabilidad de Células Mononucleares,» 18

Mayo 2011. [En línea]. Available:

http://www.genomica.uaslp.mx/Protocolos/Cell_counts_SPA.pdf. [Último acceso: 8

Mayo 2016].

[74] J. J. Acevedo, J. S. Ángeles, H. Rivera, V. Petricevich, N. Nolasco, D. Collí y J.

Santa-Olalla, «Modelos in vitro para la evaluación y caracterización de péptidos

bioactivos,» de Bioactividad de péptidos derivados de proteínas alimentarias,

Barcelona, OmniaScience, 2013, pp. 29-82.

100 Bibliografía

[75] M. Ramos y A. Martínez-Serrano, «Curso de Cultivos Celulares,» Junio 2008. [En

línea]. Available:

https://www.uam.es/personal_pdi/ciencias/ldesviat/_private/BIOQ%20EXPIII/Curso

cultivosUAM2008.pdf. [Último acceso: 7 Mayo 2016].

[76] O. Bastidas, «Conteo Celular con Hematocitómetro,» [En línea]. Available:

http://celeromics.com/es/resources/docs/Articles/Conteo-Camara-Neubauer.pdf.

[Último acceso: 8 Mayo 2016].

[77] Promega, «Technical Bulletin: CellTiter-Glo Luminescent Cell Viability Assay,»

2015. [En línea]. Available:

https://worldwide.promega.com/~/media/files/resources/protocols/technical%20bulle

tins/0/celltiter%20glo%20luminescent%20cell%20viability%20assay%20protocol.pd

f. [Último acceso: 7 May 2016].

[78] E. J. Domit, «Causes of Metal Conveyor Belt Failure,» s.f. [En línea]. Available:

http://www.wirebelt.co.uk/help-center/causes-of-metal-belt-failure. [Último acceso:

11 Mayo 2016].

[79] E. Immergut y H. Mark, «Principles of Plasticization,» 1 Enero 1965. [En línea].

Available: http://pubs.acs.org/doi/pdf/10.1021/ba-1965-0048.ch001. [Último acceso:

10 Mayo 2016].

[80] M.-D. Bermúdez, A.-E. Jiménez, J. Sanes y F.-J. Carrión, «Ionic Liquids as

Advanced Lubricant Fluids,» Molecules, nº 14, pp. 2888-2908, 2009.

[81] G. Fox-Rabinovich, I. Gershman, M. El Hakin, M. Shalaby, J. Krzanowski y S.

Veldhuis, «Tribofilm Formation As a Result of Complex Interaction at the Tool/Chip

Interface during Cutting,» Lubricants, nº 2, pp. 113-123, 2014.

[82] R. Andresen, Bravo, A, M. Ramírez, H. Durán, A. Ortiz y R. Schouwenaars,

«Formación de una capa tribológica en la aleación SAE-783,» Ingeniería mecánica

tecnología y desarrollo, vol. 3, nº 3, pp. 85-90, 2009.

[83] P. Dougherty, R. Pudjoprawoto y F. Higgs, «An investigation of the wear mechanism

leading to self-replenishing transfer films,» Wear, pp. 122-132, 2011.

[84] L. Wang, J. Tu, W. Chen, Y. Wang, X. Liu, C. Olk, D. Cheng y X. Zhang, «Friction

and wear behavior of electroless Ni-based CNT composite coatings,» Wear, nº 254,

p. 1289–1293, 2003.

[85] C. DeArmitt, «Halloysite Clay Nanotubes,» Phantom Plastic , [En línea]. Available:

http://phantomplastics.com/functional-fillers/halloysite/. [Último acceso: 11 Mayo

2016].

[86] S. Carrizo y C. Bello, «Modelo metalográfico para evaluar la resistencia al desgaste

en aceros austeníticos para máquinas hidráulicas,» Revista Latinoamericana de

Metalurgia y Materiales, pp. 16-23, 2012.

[87] N. Matusi, Y. Taneda y Y. Yoshida, Arthroplasty 2000: Recent Advances in Total

101 Bibliografía

Joint Replacement, Springer Science & Business Media, 2012.

[88] M. Teloken, G. Bisset, W. Hozack, P. Sharkey y R. Rothman, «Ten to fifteen-year

follow-up after total hip arthroplasty with a tapered cobalt-chromium femoral

compponent (tri-lock) inserted without cement,» The journal of bone and joint

surgery, Vols. %1 de %284-A, nº 12, pp. 2140-2144, 2002.

[89] J. Lewis, «About Nanotechnology,» Foresight Institute, 2016. [En línea]. Available:

https://www.foresight.org/nano/. [Último acceso: 22 Abril 2016].

[90] S. Bucak, «Importance of Defining when Applying,» Journal of Chemical

Engineering & Process Technology, nº 2157-7048, 2011.

universidad de monterrey - …bibsrv.udem.edu.mx:8080/e-books/tesis/000240206_ibi.pdf ·...

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