D5 Caracterización de Materiales Biológicos

Tópico

La caracterización de materiales biológicos aplica la mecánica de sólidos y la reología para determinar las propiedades mecánicas de los tejidos que forman el sistema locomotor —hueso, cartílago, tendón, ligamento, músculo y fascia—, los materiales estructurales sobre los que se apoya el movimiento. A diferencia de los materiales de ingeniería, que suelen ser homogéneos, estos tejidos biológicos son heterogéneos y se comportan de forma distinta según la dirección en que se los solicita; además son viscoelásticos, y su comportamiento mecánico depende fuertemente de la historia de carga que han recibido, de su grado de hidratación y de la temperatura a la que se encuentran.

Las propiedades mecánicas de estos tejidos se determinan mediante ensayos de tracción y compresión en una sola dirección, que generan una curva que relaciona la fuerza aplicada con la deformación resultante: de esa curva se extraen la rigidez del tejido en su tramo recto y la resistencia a la fractura, es decir, la tensión máxima que el tejido soporta antes de romperse. En el tejido blando, esa curva muestra primero un tramo inicial de baja rigidez, en el que las fibras de colágeno todavía desalineadas se van alineando en la dirección de la carga, y solo después, una vez alineadas, entra en el tramo recto de alta rigidez.

El carácter viscoelástico de estos tejidos, mencionado al comienzo, se cuantifica con dos tipos de ensayo complementarios: en el ensayo de relajación se mantiene fija la deformación del tejido y se observa cómo la fuerza necesaria para sostenerla decae progresivamente hasta un valor de equilibrio; en el ensayo de fluencia, en cambio, se mantiene fija la carga aplicada y se observa cómo la deformación del tejido sigue creciendo con el tiempo. Un modelo que combina un componente puramente elástico con un componente que combina elasticidad y viscosidad ajusta ambos comportamientos con solo tres parámetros: la rigidez instantánea del tejido, su rigidez de equilibrio una vez relajado, y el tiempo característico que tarda en pasar de una a la otra.

Dentro de cada fibra de colágeno de las que se alinean durante la carga, mencionadas en el ensayo mecánico anterior, hay a su vez fibrillas de colágeno individuales que se pueden caracterizar por separado, a escala nanométrica, con un microscopio capaz de sentir la fuerza de contacto de su propia punta: presionando esa punta contra fibrillas de colágeno individuales se obtienen valores de rigidez de entre uno y cinco gigapascales, muy por encima de la rigidez que el mismo colágeno muestra cuando se lo mide como parte del tejido completo.

En el caso particular del hueso, la rigidez estructural no se mide directamente mediante un ensayo mecánico sino que se estima a partir de su contenido mineral: la densitometría ósea mide cuánto mineral contiene el hueso y cómo se distribuye ese mineral dentro de él, y esa densidad mineral se relaciona con el módulo elástico del hueso mediante una relación de potencia obtenida empíricamente, de modo que huesos con mayor densidad mineral resultan estructuralmente más rígidos.

El comportamiento esperado, a lo largo de toda esta caracterización de materiales biológicos, es que la degradación mecánica de tendones y cartílagos avanza siguiendo una relación de potencia con la cantidad acumulada de ciclos de carga que el tejido ha soportado: al principio la rigidez cae despacio, pero la caída se acelera a medida que se acumulan más ciclos. Cuando esa caída del módulo elástico supera el treinta por ciento del valor original del tejido sano, la reducción deja de ser una variación menor y se vuelve clínicamente significativa.

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