Analisis-del-comportamiento-viscoelastico-en-materiales-compuestos-utilizando-nanoindentacion

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INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL 
 
 
Escuela Superior de Ingeniería Mecánica y Eléctrica 
 Unidad Zacatenco 
 
Sección de Estudios de Posgrado e Investigación 
 
 
 
 
 
 ANÁLISIS DEL COMPORTAMIENTO VISCOELÁSTICO 
EN MATERIALES COMPUESTOS UTILIZANDO 
NANOINDENTACIÓN 
 
 
 
 
 
 
T E S I S 
QUE PARA OBTENER EL GRADO DE: 
DOCTOR EN CIENCIAS EN INGENIERÍA MECÁNICA PRESENTA: 
M. En I. ARIEL FUERTE HERNÁNDEZ . 
 
 
 
 
 
 
DIRECTOR(ES): DR. RICARDO GUSTAVO RODRÍGUEZ CAÑIZO 
DR. ORLANDO SUSARREY HUERTA 
 MÉXICO D.F. ENERO 2014 
 
 
MT,S TITU TO PO LI TE C|VCO |YACI O|YAL
SECRETARÍA DE INVESTIGACIÓIV Y POSGRADO
CARTA CESIOI{ DE DERECHOS
En 1a Ciudad de México, D.F. el día 10 del mes de Enero del año 2014, el (1a) que suscribe
M. en I. Ariel Fuerte Hernríndez alumno(a) del Programa de Doctorado en Ciencias en
Ingeniería Mecánica, con número de registro A100465, adscrito(a) a la Sección de Estudios
de Poserado e Investieación de la E.S.I.M.E. Unidad Zacatenco, manifiesto(a) que es el (la)
autor(a) intelectual del presente trabajo de Tesis bajo la dirección del (de la, de los) Dr.
Ricardo Gustavo Rodriguez cañizo y Dr' orlando susarre)¡ Huerta y cede los derechos del
trabajo titulado ANÁftStS O¡,f COVIpORTAUIENTO VtSCOpt ÁSUCO pN
MATERIALES COMPUESTOS UTILIZANDO NANOINDENTAeIQN, al Instituto
Politécnico Nacional para su difusión, con fines académicos y de investigación.
Los usuarios de la información no deben reproducir el
del trabajo Sin el permiso expreso del (de la) autor(a)
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permiso se otot5L,
del mismo.
el usuario deberá dar el agradecimiento correspondiente y citar la fuente
Nombre y firma del alumno(a)
AGRADECIMIENTOS. 
A Dios: 
Por darme la oportunidad una vez más de concluir con esta etapa de mi vida. 
A OJOS: 
Por toda la paciencia, por su apoyo incondicional y su compañía a lo largo de este proyecto, 
pero sobre todo por todo su amor mostrado y por creer en mí como nadie… Muchas gracias 
por darme momentos inolvidables y por estar a mi lado en las buenas y en las malas, estoy 
muy orgulloso de ti y de lo que eres… ¡te amo! 
 
A mi familia: mi madre María Eugenia Hernández Robles, mi padre Marcos Humberto 
Fuerte Rivera y mi hermano Pedro Damián Fuerte Hernández, que siempre me han 
apoyado incondicionalmente en todo momento y que gracias a todos sus sacrificios soy lo 
que soy. ¡Los admiro, estoy muy orgulloso de todos ustedes y agradecido de tenerlos!… 
 
A mi abue Chole: por todo lo que me ha enseñado, por su amor y cuidados y por su infinita 
paciencia… 
A todos mis familiares que en determinado momento me apoyaron y lo siguen haciendo, les 
agradezco profundamente. 
 
A mis Directores de Tesis: Dr. Ricardo Gustavo Rodríguez Cañizo y Dr. Orlando 
Susarrey Huerta por apoyarme siempre en todas las circunstancias que se presentaron a lo 
largo de este proyecto. 
A todos mis profesores por todas las enseñanzas compartidas… 
 
Al Instituto Politécnico Nacional por todas las satisfacciones obtenidas y por brindarme la 
oportunidad de seguir superándome profesional y personalmente sirviendo a la sociedad. 
Al CONACYT por todo el apoyo brindado durante todo este tiempo. 
 
Al Hospital de Ortopedia “Magdalena de las Salinas” del IMSS por permitirme el 
acceso a sus instalaciones y por todas las facilidades otorgadas. Un agradecimiento muy 
especial a la Dra. Elizabeth Pérez Hernández, al Dr. Manuel Ignacio Barrera García y 
al Dr. Torres por regalarme su tiempo y apoyo asesorándome en todo momento, y por sus 
valiosas aportaciones y consejos… ¡Muchas gracias! 
 
Al Centro de Nanociencias y Micro y Nanotecnologías (CNMN) por la facilidad 
otorgada en todo momento para desarrollar mi trabajo experimental. Un agradecimiento 
muy especial al Dr. Israel Arzate Vázquez y al Dr. Juan Vicente Méndez Méndez por 
su amistad y por sus valiosas aportaciones y consejos… ¡Muchas gracias! 
 
A la Escuela Superior de Medicina y Homeopatía por permitirme el acceso a sus 
instalaciones y facilitarme el equipo necesario para realizar mí trabajo. Un agradecimiento 
muy especial a la Dra. Nury Pérez Hernández por todo su apoyo. 
 
Al SEMEFO de la ciudad de México por abrirme las puertas de sus instalaciones y por 
todas las facilidades otorgadas. 
A todos mis compañeros y amigos con los cuales compartí enseñanzas y momentos muy 
agradables. 
Finalmente gracias a todos aquellos que en el futuro lean este trabajo, esperando aportar 
algo de utilidad en sus investigaciones. 
 
 
 
RESUMEN. 
Se presenta un trabajo en conjunto entre el I.P.N. en la Sección de Estudios de Posgrado e 
Investigación de la ESIME Unidad Profesional Zacatenco y el I.M.S.S. mediante la Unidad 
Médica de Alta Especialidad Magdalena de las Salinas del Hospital de Ortopedia Dr. 
Victorio de la Fuente Narváez en la División de Educación e Investigación en Salud. 
Consiste en determinar las correlaciones en el comportamiento viscoelástico de tejido óseo 
trabecular proveniente del cóndilo femoral distal porcino y un xenoinjerto de origen 
porcino. El xenoinjerto fue obtenido mediante un proceso de descelularización del cóndilo 
femoral distal porcino, dicho proceso fue realizado de acuerdo con protocolos existentes en 
la literatura que ya han sido utilizados para la obtención de este tipo de materiales en 
aplicaciones clínicas. La evaluación mecánica se realizó tanto en las muestras de hueso 
trabecular del cóndilo femoral distal porcino como en el xenoinjerto mediante la técnica de 
nanoindentación. El objetivo fue evaluar las diferencias y/o similitudes en el 
comportamiento viscoelástico del hueso trabecular proveniente del cóndilo femoral distal 
porcino antes y después de retirar la matriz orgánica. Dentro de los resultados obtenidos 
fueron evaluados el coeficiente de rigidez, la dureza del material, el módulo de Young y el 
creep. 
ABSTRACT. 
This is a joint effort between the I.P.N. (SEPI-ESIME Zacatenco) and the Hospital de 
Ortopedia Dr. Victorio de la Fuente Narváez (IMSS). It consists of determining the 
correlations in the viscoelastic behavior of cancellous bone from porcine distal femoral 
condyle and a porcine xenograft. The xenograft was obtained by a process of 
decellularization from porcine distal femoral condyle, this process was made according to 
existing protocols in the literature that have been used to obtain such materials in clinical 
applications. The mechanical testing was performed on samples of both cancellous bone 
from porcine distal femoral condyle and porcine xenograft by nanoindentation technique. 
The objective was to evaluate the differences and/or similarities in the viscoelastic behavior 
of cancellous bone from porcine distal femoral condyle before and after removing the 
organic matrix. Among the results obtained were evaluated stiffness coefficient, material 
hardness, Young's modulus, creep and relaxation. 
 
 
 
CONTENIDO. 
ÍNDICE DE FIGURAS. .......................................................................................................... i 
ÍNDICE DE TABLAS. .......................................................................................................... iv 
HIPÓTESIS. ........................................................................................................................ viii 
OBJETIVO GENERAL. ..................................................................................................... viii 
OBJETIVOS PARTICULARES. ........................................................................................ viii 
JUSTIFICACION.................................................................................................................. ix 
INTRODUCCIÓN. ............................................................................................................... xii 
CAPÍTULO I ANTECEDENTES. 
1.1.- Introducción. .................................................................................................................. 1 
1.2.- Antecedentes de los injertos óseos. ................................................................................ 2 
1.3.- Caracterización mecánica de biomateriales. .................................................................. 7 
1.4.- Caracterización mecánica de biomateriales a nivel tejido. .......................................... 10 
1.5.- Caracterización mecánica de biomateriales a nivel microestructural. ......................... 13 
1.6.- Planteamiento del problema. ........................................................................................ 19 
CAPÍTULO II MARCO TEÓRICO. 
2.1.- Introducción. ................................................................................................................ 22 
2.2.- Biomecánica del tejido óseo. ........................................................................................ 23 
2.3.1.- Biomecánica a nivel tejido. ................................................................................... 26 
2.3.2.- Dependencia del índice de carga en el hueso. ....................................................... 29 
2.4.- Indentación y Método Oliver & Pharr.......................................................................... 31 
2.5.- Teoría de viscoelásticidad. ........................................................................................... 40 
2.5.1.- Analogías basadas en resortes y amortiguadores. ................................................. 45 
2.5.2.- Análisis matemático del modelo Maxwell. ........................................................... 48 
2.5.2.- Análisis matemático del Modelo Kelvin-Voight. ................................................. 51 
2.5.3.- Análisis matemático del Modelo de Tres-Elementos. ........................................... 53 
2.5.4.- Tipo de creep utilizado para el análisis del comportamiento del hueso trabecular.
 .......................................................................................................................................... 55 
 
 
 
2.6.- Sumario ........................................................................................................................ 58 
CAPÍTULO III ANÁLISIS EXPERIMENTAL DEL COMPORTAMIENTO 
VISCOELÁSTICO DEL TEJIDO ÓSEO. 
3.1.- Introducción ................................................................................................................. 59 
3.2.- Planteamiento del diseño experimental. ....................................................................... 61 
3.3.- Análisis morfométrico del cóndilo femoral distal porcino........................................... 62 
3.4.- Procedimiento para la determinación de las propiedades mecánicas de hueso 
trabecular. ............................................................................................................................. 64 
3.4.1.- Preparación de las muestras. ................................................................................. 66 
3.4.2.- Calibración del equipo de nanoindentación. ......................................................... 70 
3.4.3.- Desarrollo de las pruebas de nanoindentación. ..................................................... 70 
3.4.4.- Post procesamiento de los datos obtenidos. .......................................................... 71 
3.5.- Proceso de descelularización. ....................................................................................... 72 
3.5.1.- Eliminación de la grasa. ........................................................................................ 74 
3.5.2.- Descelularización final. ......................................................................................... 76 
3.6.- Resultados de las propiedades mecánicas del hueso trabecular del cóndilo femoral 
distal porcino y del xenoinjerto. ........................................................................................... 77 
3.5.2.- Gráficas de creep para las muestras analizadas. .................................................... 80 
3.7.- Sumario. ....................................................................................................................... 83 
CAPÍTULO IV ANÁLISIS DE RESULTADOS. 
4.1.- Introducción. ................................................................................................................ 85 
4.2.- Análisis comparativo para los resultados experimentales de HIT EIT y S. ................. 86 
4.3.- Análisis comparativo para los resultados experimentales de CIT................................ 88 
4.4.- Análisis general. ........................................................................................................... 89 
CONCLUSIONES. ............................................................................................................... 93 
TRABAJOS FUTUROS. ...................................................................................................... 95 
REFERENCIAS. .................................................................................................................. 96 
ANEXO A: CONSIDERACIONES CLÍNICAS ............................................................... 115 
A.1.- Introducción. ............................................................................................................. 116 
A.2.- Histología del tejido óseo. ......................................................................................... 120 
 
 
 
A.3.- Tejido óseo compacto (hueso cortical). ..................................................................... 123 
A.4.- Tejido óseo esponjoso (hueso trabecular). ................................................................ 125 
A.5.- Injertos usados como sustitutos óseos. ...................................................................... 128 
A.6.- Clasificación de los injertos óseos............................................................................. 130 
 
 
 
 
 
 
i 
ÍNDICE DE FIGURAS. 
 
CAPÍTULO I 
Figura 1.1.- Clasificación de la Biomecánica. ........................................................................ 2 
Figura 1.2.- Evolución de los biomateriales en el campo de los injertos óseos. .................... 6 
 
CAPÍTULO II 
Figura 2.1.- Curva carga-deformación. A-B: Región elástica; B-C: Región plástica; 
D-D’: Deformación permanente. .......................................................................................... 24 
Figura 2.2.- Curvas esfuerzo-deformación unitaria de la red de colágeno, con y sin 
tratamientos. ......................................................................................................................... 25 
Figura 2.3.- Curva esfuerzo-deformación unitaria de hueso cortical y trabecular con 
diferentes densidades aparentes. Prueba a compresión. ....................................................... 27 
Figura 2.4.- Curva esfuerzo-deformación unitaria para tres materiales diferentes. ............. 28 
Figura 2.5.- Hueso cortical. a) Sometido a tensión; b) Sometido a compresión. ................. 29 
Figura 2.6.- Comportamiento anisotrópico del hueso cortical de la diáfisis femoral humana. 
Ensayo a tensión bajo diferentes orientaciones. ................................................................... 29 
Figura 2.7.- Dependencia de los índices de velocidad de aplicación de la carga del hueso 
cortical en ensayos de tensión. ............................................................................................. 30 
Figura 2.8.- Geometría de contacto del indentador.............................................................. 33 
Figura 2.9.- Representación esquemática de la típica curva carga-profundidad. ................. 34 
Figura 2.10.- Representación esquemática del contacto del indentador en una muestra. .... 36 
Figura 2.11.- Gráfica de creep en una prueba de indentación. ............................................. 39 
Figura 2.12.- Gráfica de relajación en una prueba de indentación. ...................................... 40 
Figura 2.13.- Indentación para creep. 
a) Curva de indentación; b) Gráfica de fuerza aplicada y curva de creep. ........................... 41 
Figura 2.14.- Indentación para relajación. 
a) Curva de indentación; b) Gráfica de profundidad de indentación aplicada y curva de 
relajación. ............................................................................................................................. 42 
Figura 2.15.- Comportamiento viscoelástico para el creep y la relajación: 
a) Modelo Maxwell; b) Modelo de Kelvin-Voight; y c) Modelo de Tres-Elementos. ......... 45 
Figura 2.16.- Analogía entre un resorte lineal y un sólido elástico. ..................................... 45 
Figura 2.17.- Diagrama de índice de esfuerzo-deformación unitaria para un fluido 
Newtoniano. .......................................................................................................................... 46 
Figura 2.18.- Resorte lineal y su diagrama de índice fuerza-desplazamiento. ..................... 47 
Figura 2.19.- Resorte (comportamiento elástico) y amortiguador (comportamiento viscoso) 
del material. .......................................................................................................................... 48 
 
 
ii 
Figura 2.20.- Análisis matemático para el Modelo Maxwell. .............................................. 48 
Figura 2.21.- Modelo Kelvin-Voight. ................................................................................... 51 
Figura 2.22.- Modelo de Tres-Elementos. ............................................................................ 53 
Figura 2.23.- Modelo de Tres-elementos representado por unidades Ay B. ........................ 54 
Figura 2.24.- Gráfica esfuerzo-deformación unitaria para el creep. ..................................... 56 
Figura 2.25.- Gráfica velocidad de deformación-Tiempo para creep................................... 57 
 
CAPÍTULO III 
Figura 3.1.- Diagrama de flujo del diseño experimental. ..................................................... 62 
Figura 3.2.- Microscopio utilizado para el análisis morfométrico del tamaño de los poros de 
hueso trabecular. ................................................................................................................... 63 
Figura 3.3.- Hueso trabecular femoral distal porcino con una magnificación de 5X. .......... 64 
Figura 3.4.- Proceso para la preparación de las muestras. .................................................... 66 
Figura 3.5.- Fémur porcino. .................................................................................................. 67 
Figura 3.6.- Sierra para hueso y corte del fémur. ................................................................. 67 
Figura 3.7.- Accesorios utilizados para el corte de las muestras. ......................................... 68 
Figura 3.8.- Muestra de hueso trabecular. 
a) Corte con sacabodaos; b) Corte de los extremos con moto-herramienta. ........................ 68 
Figura 3.9.- Baño ultrasónico de las muestras. ..................................................................... 69 
Figura 3.10.- Lijado y pulido de las muestras. ..................................................................... 69 
Figura 3.11.- Muestras después de ser pulidas. .................................................................... 69 
Figura 3.12.- Equipo de nanoindentación. ............................................................................ 70 
Figura 3.13.- Geometría y dimensiones finales del xenoinjerto. .......................................... 72 
Figura 3.14.- Proceso para la descelularización del cóndilo femoral distal porcino. ........... 73 
Figura 3.15.- Autoclave utilizada para retirar el tejido adiposo del hueso trabecular. ......... 74 
Figura 3.16.- Gráfica Fn-Pd del fémur bajo la condición: 
10 mN – 30 mN/min – 30 mN/min - 10 s. ............................................................................ 79 
Figura 3. 17.- Gráfica Fn-Pd del fémur bajo la condición: 
10 mN – 120 mN/min – 120 mN/min - 10 s. ........................................................................ 79 
Figura 3.18.- Gráfica Fn-Pd del fémur bajo la condición: 
10 mN – 120 mN/min – 120 mN/min - 30 s. ........................................................................ 80 
Figura 3.20.- Gráfica de creep del fémur bajo la condición: 
10 mN – 30 mN/min – 30 mN/min - 10 s. ............................................................................ 80 
Figura 3.21.- Gráfica de creep del fémur bajo la condición: 
10 mN – 120 mN/min – 120 mN/min - 10 s. ........................................................................ 81 
Figura 3.22.- Gráfica de creep del fémur bajo la condición: 
10 mN – 120 mN/min – 120 mN/min - 30 s. ........................................................................ 81 
Figura 3.23.- Gráfica de creep del xenoinjerto bajo la condición: 
10 mN – 30 mN/min – 30 mN/min - 10 s. ............................................................................ 82 
 
 
iii 
Figura 3.24.- Gráfica de creep del xenoinjerto bajo la condición: 
10 mN – 120 mN/min – 120 mN/min - 10 s. ........................................................................ 82 
Figura 3.25.- Gráfica de creep del xenoinjerto bajo la condición: 
10 mN – 120 mN/min – 120 mN/min - 30 s. ........................................................................ 83 
 
CAPÍTULO IV 
Figura 4.1.- Gráfica comparativa para la dureza de indentación (HIT) entre el fémur y 
xenoinjerto bajo tres diferentes condiciones. ....................................................................... 86 
Figura 4.2.- Gráfica comparativa para el módulo elástico de indentación (EIT) entre el fémur 
y xenoinjerto bajo tres diferentes condiciones. .................................................................... 87 
Figura 4.3.- Gráfica comparativa para el coeficiente de rigidez de indentación (S) entre el 
fémur y xenoinjerto bajo tres diferentes condiciones. .......................................................... 88 
Figura 4.4.- Gráfica comparativa para el creep (CIT) entre el fémur y xenoinjerto bajo tres 
diferentes condiciones.. ........................................................................................................ 89 
 
ANEXO A 
Figura A.1.- Composición ósea, estructura, y funciones. ................................................... 117 
Figura A.2.- Factores extrínsecos asociados con el daño óseo. ..........................................118 
Figura A.3.- Factores intrínsecos asociados con el daño óseo. .......................................... 119 
Figura A.4.- Histología del hueso compacto y del hueso trabecular .................................. 125 
 
 
 
 
iv 
ÍNDICE DE TABLAS. 
 
CAPÍTULO II 
Tabla 2.1.- Especificaciones del indentador Berkovich en función del área ........................ 38 
 
CAPÍTULO III 
Tabla 3.1.- Condiciones de prueba para el creep. ................................................................. 71 
Tabla 3. 3.- Símbolos de cantidades físicas utilizados por el equipo. .................................. 71 
Tabla 3.4.- Promedio E, υ, y Desviación Estándar. .............................................................. 77 
Tabla 3.5.- Dureza de indentación del fémur y xenoinjerto bajo tres diferentes condiciones.
 .............................................................................................................................................. 78 
Tabla 3.6.- Módulo elástico de indentación del fémur y xenoinjerto bajo tres diferentes 
condiciones. .......................................................................................................................... 78 
Tabla 3.7.- Coeficiente de rigidez del fémur y xenoinjerto bajo tres diferentes condiciones.
 .............................................................................................................................................. 78 
Tabla 3.8.- Creep del fémur y xenoinjerto bajo tres diferentes condiciones. ....................... 78 
 
 
 
 
viii 
HIPÓTESIS. 
El coeficiente de rigidez del tejido óseo trabecular proveniente del cóndilo femoral distal 
disminuye una vez que se le retira la matriz orgánica, afectando su comportamiento 
viscoelástico. 
OBJETIVO GENERAL. 
El objetivo de este trabajo es evaluar las diferencias y/o similitudes en el comportamiento 
viscoelástico del hueso trabecular proveniente del cóndilo femoral distal porcino antes y 
después del proceso de descelularización empleado para el desarrollo de injertos médicos. 
OBJETIVOS PARTICULARES. 
 Hacer una investigación sobre el estado de arte y la teoría referente al 
comportamiento viscoelástico en tejido óseo e injertos utilizados como sustitutos 
óseos. 
 Desarrollar ensayos mecánicos mediante la técnica de nanoindentación en hueso 
trabecular proveniente del cóndilo femoral distal porcino. 
 Desarrollar un xenoinjerto mediante un proceso de descelularización del cóndilo 
femoral distal porcino. 
 Desarrollar ensayos mecánicos mediante la técnica de nanoindentación en el 
xenoinjerto desarrollado. 
 Analizar, evaluar y comparar el comportamiento viscoelástico a nivel micro de las 
pruebas desarrolladas en los tejidos y el xenoinjerto. 
 
 
 
ix 
JUSTIFICACION. 
Actualmente, no existe en la literatura datos sobre las diferencias en el comportamiento 
viscoelástico entre hueso trabecular y xenoinjertos provenientes del cóndilo femoral distal 
de especímenes porcinos analizados mediante la técnica de nanoindentación. El uso de este 
tipo de xenoinjertos médicos en pacientes con problemas relacionados con el sistema 
músculo-esquelético tiene un gran potencial de aplicación en nuestro país. El desarrollo de 
un xenoinjerto de origen porcino mediante la descelularización y eliminación de la matriz 
orgánica utilizando procesos que garanticen la estabilidad mecánica y estructural del 
material bajo condiciones de carga fisiológicas normales, aseguran el éxito en aplicaciones 
clínicas. 
Por lo tanto, los injertos óseos son una excelente opción para la reparación y/o regeneración 
de defectos óseos en donde es posible, ya que proporcionan estabilidad mecánica y 
restauran al sistema músculo-esquelético cuando este ha sufrido algún tipo de daño, ya sea 
por alguna patología (congénita o adquirida) o debido a traumatismos. Se emplean con 
mayor frecuencia en resecciones tumorales durante cirugías del sistema locomotor, sin 
embargo, también son frecuentes cuando se realizan ajustes de prótesis y en defectos 
debidos a infecciones óseas. En lo que respecta a la columna vertebral, el uso de injertos 
óseos es frecuente en cirugías de fusiones vertebrales (artrodesis) y artroplastias debidas a 
factores patológicos y traumáticos, los más comunes son las desarrolladas por efectos 
mecánicos, la osteoporosis, y finalmente las malformaciones congénitas. 
Actualmente en la Unidad Médica de Alta Especialidad (UMAE) “Magdalena de las 
Salinas” del Hospital de Ortopedia “Dr. Victorio de la Fuente Narváez” del IMSS se 
emplean tratamientos tradicionales para la reparación de defectos en el tejido óseo de la 
columna lumbar (dispositivos de fijación, prótesis, etc.), sin embargo, aunque en menor 
medida, también se emplean sustitutos de tejido óseo. Los médicos especialistas tienen que 
decidir mediante diagnósticos y estudios clínicos, el tratamiento a seguir para la reparación 
de dichos defectos óseos con el objetivo de proporcionar estabilidad mecánica en la zona 
afectada. 
Alguna de las áreas donde se colocan injertos de este tipo con mayor frecuencia es en las 
extremidades tanto superiores como inferiores y en la columna vertebral. Según datos del 
 
 
x 
mismo Hospital y del IMSS (Gómez, 2012), la lumbalgia es uno de los principales factores 
que resultan en intervenciones quirúrgicas de la columna vertebral, y esto se debe 
principalmente a problemas causados por efectos mecánicos originados por sobrepeso, 
malas posturas, traumatismos y por sedentarismo. Esto ocasiona una reducción en la 
calidad de vida de los pacientes y grandes pérdidas económicas para la sociedad en general. 
Las técnicas quirúrgicas para reparación de defectos en la columna lumbar donde se 
utilizan mayormente injertos son la discectomía combinada con instrumentación y la 
fusiones percutáneas o mini-acceso con fusión intersomática lumbar transversal o injerto 
posterolateral, ya que la clásica fusión posterolateral sin instrumentación utilizando 
únicamente injertos óseos, está prácticamente en desuso (Abadal y otros, 2011). 
Mientras que Pérez, 2010 encontró que la fusión vertebral es un procedimiento quirúrgico 
que se realiza con frecuencia, empleándose autoinjerto de la cresta iliaca como el estándar 
de oro para la artrodesis vertebral, y que existe una utilización del 62.5% de xenoinjertos, 
25% de autoinjertos, y 12.5% fueron aloinjertos. Asimismo, se menciona que el mayor 
éxito para la osteointegración del injerto es mediante la combinación de técnicas 
quirúrgicas como la artrodesis y el enriquecimiento con potenciadores óseos. En el 
segmento lumbar los xenoinjertos con la aplicación de potenciadores óseos se han 
registrado tazas del 96% fusión, sin embargo la mejor taza de fusión la tiene la aplicación 
de autoinjerto con proteínas morfogenética humana recombinante con una taza de fusión 
del 100%. 
Por otro lado, cuando se elige utilizar injertos como sustituto de hueso trabecular, a menudo 
estos no cuentan con una adecuada integración al momento de ser injertados, y por lo tanto, 
no se logra una estabilización mecánica del tejido dañado. Parte de este problema, radica en 
el hecho de que los injertos no son evaluados mecánicamente antes de ser utilizados en 
pacientes, por lo que tienden a fallar una vez colocados y posteriormente es necesario 
volver a intervenir quirúrgicamente. 
Con el objetivo de proporcionar datos ingenieriles mediante evaluaciones mecánicas que 
ayuden a la toma de decisiones por parte de la comunidad médica en el tratamiento de estas 
condiciones, se estudió el comportamiento viscoelástico del tejido óseo trabecular porcino 
antes y después de retirar la matriz orgánica. 
 
 
xi 
El desarrollo de un xenoinjerto porcino mediante el proceso propuesto, que cumplan con las 
características de estabilización mecánica en el área afectada tiene un impacto positivo en 
la sociedad mexicana al reducir dependenciatecnológica con otros países y los costos para 
su generación, con lo cual los precios de venta finales se reducen posibilitando a más 
pacientes para que puedan adquirirlos. Sin embargo, es necesario validar el uso del 
xenoinjerto mediante evaluaciones químicas y biológicas antes de poder ser usado primero 
en especímenes animales y posteriormente en humanos. Estas pruebas garantizan que no se 
transmitan enfermedades y una adecuada osteointegración en el tejido humano. 
 
 
 
xii 
INTRODUCCIÓN. 
La Biomecánica es una disciplina que tiene una importancia relevante en el estudio del 
funcionamiento del cuerpo humano y otros seres vivos, ya que complementa a otras ramas 
de la ciencia como la Medicina y la Biología, pero además conjuga disciplinas como la 
Física y la Ingeniería aplicándolas en la solución a padecimientos clínicos de diversa 
índole. Por lo tanto, la Biomecánica es esencialmente interdisciplinaria ya que requiere de 
la interacción y conocimiento de diversas áreas de la ciencia. 
Una correcta interacción entre estas disciplinas puede o no asegurar el éxito para resolver 
problemas originadas por las diversas condiciones a las que puede verse sometido el ser 
humano. Esto permite desarrollar, por ejemplo, injertos, prótesis, instrumental quirúrgico, 
equipo médico con materiales más resistentes y de mayor calidad que satisfagan las 
necesidades de los pacientes. Así como realizar procedimientos quirúrgicos basados en 
estudios biomecánicos que ayuden a comprender y mejorar el funcionamiento de los tejidos 
dañados, dando así la oportunidad de una mejor calidad de vida. 
Mediante técnicas ingenieriles, numéricas y trabajando en conjunto con especialistas 
médicos, se pueden desarrollar injertos y prótesis con el objetivo de solucionar problemas 
específicos para cada individuo (personalizados). Hasta el momento, la mayoría de las 
prótesis, equipo e instrumental quirúrgico están diseñadas para la población extranjera, por 
lo que los estudios personalizados en poblaciones de pacientes mexicanos son de gran 
importancia e impacto para la sociedad. 
Dentro del sistema músculo-esquelético, las extremidades superiores e inferiores y la 
columna vertebral son algunas de las zonas del cuerpo humano más afectadas y expuestas a 
traumatismos y patologías. Los traumatismos ocasionados por caídas y accidentes de 
tránsito se encuentran entre los más comunes, sin embargo, la columna vertebral también 
desarrolla diferentes tipos de patologías a lo largo de la vida del ser humano que pueden 
afectar su calidad de vida, sobre todo en la edad adulta. 
Según estadísticas del Centro Nacional de Excelencia Tecnológica en Salud (CENETEC) - 
Secretaría de Salud, 2009, la lumbalgia representa un importante problema de salud pública 
en las sociedades occidentales por su alta prevalencia, impacto, magnitud y repercusión 
 
 
xiii 
socioeconómica; afecta a población en edad laboral y genera un incremento en el uso de 
recursos y pérdidas de días de trabajo. Se estima que el 60-70% de las personas adultas 
presenta un episodio de síndrome doloroso lumbar a lo largo de su vida, y existe evidencia 
de que representa una de las principales causas de limitación física en sujetos menores de 
45 años. En el IMSS constituye la octava causa de consulta al médico familiar, 
registrándose un total de 907,552 consultas en el primer nivel de atención. 
El conocimiento adquirido en el estudio biomecánico de los seres vivos se ha podido 
emplear en el desarrollo de máquinas con características nunca antes pensadas. Robots, 
máquinas y dispositivos son capaces de simular la biomecánica de diversas entidades 
vivientes, solucionando así cuestiones tanto clínicas como de la industria. Paralelamente, se 
está viviendo un auge en el desarrollo de materiales biológicos y sintéticos capaces de 
sustituir y regenerar de manera muy eficiente las funciones biológicas de los seres 
humanos. El estudio de este tipo de materiales aún está en desarrollo y su futuro es 
prometedor, proporcionando una gran expectativa acerca de sus posibles aplicaciones. 
Aunque las prótesis aún son muy utilizadas en la mayoría de los países para atender a 
personas principalmente con problemas del sistema locomotor, en tiempos recientes los 
desarrollos tecnológicos de dispositivos protésicos que en principio tienen como objetivo 
principal el sustituir alguna parte del cuerpo devolviendo la funcionalidad de este, están 
tomando un curso completamente diferente al cambiar su enfoque, dejando esta tarea en 
otro campo de investigación. Ahora, estas tecnologías se están dirigiendo a mejorar las 
capacidades de atletas y personas interesadas mediante el desarrollo de dispositivos 
electromecánicos y nuevos materiales con características sorprendentes. 
Por otro lado, la cuestión planteada con respecto al campo de investigación que se está 
encargando de resolver los problemas de pérdidas de miembros, órganos y tejidos con el 
objetivo de mejorar la calidad de vida en el ser humano, está tomando también un cambio 
de paradigma en la cirugía ortopédica y reconstructiva, debido a que se está presentando 
una transición de usar dispositivos médicos e injertos de tejidos, hacia la utilización 
enfocada a la ingeniería de tejidos que combina andamios biodegradables con células y/o 
moléculas biológicas con la finalidad de reparar y/o regenerar los tejidos. 
 
 
xiv 
Sin embargo, los injertos óseos siguen siendo una excelente opción para la reparación y/o 
regeneración de defectos óseos en donde es posible, ya que proporcionan estabilidad 
mecánica y restauran al sistema músculo-esquelético cuando este ha sufrido algún tipo de 
daño, ya sea por alguna patología (congénita o adquirida) o debido a traumatismos. Se 
emplean con mayor frecuencia en resecciones tumorales durante cirugías del sistema 
locomotor, sin embargo, también son frecuentes cuando se realizan ajustes de prótesis y en 
defectos debidos a infecciones óseas. En lo que respecta a la columna vertebral, los injertos 
óseos son comunes en cirugías de fusiones vertebrales y artroplastias debidas a factores 
tanto patológicos como traumáticos, los más comunes son la osteoporosis y las 
malformaciones congénitas, así como las desarrolladas por efectos mecánicos. 
Una limitación en general de los materiales biológicos y en específico de los injertos óseos 
cuando son implantados, entre otras, son sus pobres propiedades mecánicas, a este respecto 
es importante estudiar el comportamiento mecánico, primero del tejido óseo y segundo del 
injerto óseo o material biológico que se desea implantar, ya que así se garantiza que 
cumplan con las características mecánicas óptimas y que puedan ser integrados 
exitosamente en el organismo receptor. Por lo que, este trabajo tiene como objetivo 
principal el determinar las propiedades mecánicas del tejido óseo, para de este modo, estar 
en condiciones de desarrollar materiales biológicos con características mecánicas similares 
y sentar las bases para futuros desarrollos y aplicaciones clínicas en injertos. 
Desarrollar un tipo de injerto óseo con propiedades mecánicas similares a las del hueso al 
cual se desea sustituir es un reto. Para lograrlo, es necesario estudiar a profundidad el 
comportamiento mecánico del sistema vivo receptor, y después desarrollar un material con 
características mecánicas similares para conseguir una adecuada integración y proporcionar 
una estabilidad mecánica en el sistema locomotor, por lo que en el caso del tejido óseo, el 
estudio de las propiedades mecánicas es de suma importancia en el desarrollo exitoso de 
materiales como los injertos. En este sentido, dentro de los injertos óseos existen numerosas 
opciones, sin embargo, este trabajo se enfoca a los llamados xenoinjertos, los cuales son 
obtenidos de una especie diferente a la del ser humano, las ventajas y desventajas de este 
tipo de injertos con respecto a otrosserán discutidas más adelante. La especie que se 
 
 
xv 
propone para este trabajo es la porcina, ya que ha demostrado tener similitudes anatómicas, 
mecánicas y biológicas con el ser humano. 
Tomando en cuenta las consideraciones anteriores, este trabajo se enfoca en el estudio 
mecánico del hueso trabecular proveniente del cóndilo femoral distal porcino desde un 
punto de vista micro, así como al desarrollo de un material que cumpla con las 
características mecánicas adecuadas para ser utilizado como injerto óseo y su 
caracterización mecánica mediante el comportamiento viscoelástico. 
El estudio de las propiedades mecánicas de los materiales biológicos es muy complejo ya 
que, en primer lugar es un material compuesto que presenta propiedades anisotrópicas, no 
es homogéneo ni lineal y tampoco es continúo, y además tiene un comportamiento 
viscoelástico, y en segundo lugar, las propiedades mecánicas a nivel macro son diferentes a 
nivel micro, por lo que es importante estudiarlas desde los dos puntos de vista. Esto es 
debido a las características del material, ya que en las pruebas a nivel macro interactúan en 
conjunto los diferentes elementos tanto orgánicos (líquidos, colágeno y células óseas en el 
caso del tejido óseo) como inorgánicos (minerales como el fósforo y el calcio que 
compuestos forman la hidroxiapatita en el tejido óseo), mientras que las pruebas a nivel 
micro están dirigidas a estructuras específicas del tejido, como las osteonas en el caso del 
hueso cortical o las trabéculas o espículas en el caso del hueso trabecular. 
Dentro de todos los niveles a los que es posible determinar las propiedades mecánicas de 
este tipo de materiales (macro, tisular, micro, submicro y nano), la nanoindentación es una 
poderosa técnica relativamente nueva capaz de determinar las propiedades mecánicas a 
nivel micro. Debido a que el comportamiento mecánico de este tipo de materiales es 
diferente dependiendo del nivel al cual se estudie, es importante tener un mapa de su 
comportamiento mecánico tanto a nivel macro como micro con la finalidad de que el 
material sea caracterizado de una mejor manera. Siendo así, es posible proponer el 
desarrollo de nuevos materiales (como los injertos) que tengan mayores similitudes 
mecánicas con los estudiados, y por lo tanto, una mejor integración al sistema o tejido en el 
cual es introducido. 
 
 
xvi 
Los resultados derivados de la determinación de las propiedades mecánicas dependen de 
múltiples factores, dentro de los más importantes se encuentran los inherentes al material, 
ya que al ser un material biológico su estructura y composición obedece a factores tales 
como la alimentación, las enfermedades que pudiera presentar, la edad, el sexo y el peso del 
espécimen, las técnicas de conservación post mortem, etc. Asimismo dependen también de 
los arreglos experimentales y de las condiciones de prueba (velocidades de carga, tipos de 
carga, tiempos de carga, etc.). 
Considerando lo hasta aquí expuesto, en los capítulos siguientes se presenta en primer 
lugar, algunos de los estudios más sobresalientes a lo largo de la historia referentes a las 
pruebas mecánicas a nivel micro en materiales biológicos (principalmente el tejido óseo 
trabecular y cortical, pero incluyendo tejidos suaves de la columna lumbar como el anillo 
fibroso y la placa terminal, así como algunos injertos óseos) mediante la técnica de 
nanoindentación, así como el estado en que se encuentran actualmente estos avances. 
Posteriormente, se presenta toda la fundamentación teórica incluida en este trabajo y los 
resultados obtenidos mediante las pruebas realizadas tanto a nivel micro como macro en los 
tejidos y materiales estudiados. Finalmente, se presenta el análisis de los resultados 
obtenidos, así como las conclusiones y/o discusiones derivadas del estudio del 
comportamiento mecánico de estos materiales proponiéndose así el desarrollo de futuros 
trabajos que complementen lo expuesto en este trabajo. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
CAPÍTULO I 
ANTECEDENTES 
Una correcta interpretación de los 
resultados le da sustento al análisis 
experimental y proporciona 
confiabilidad al estudio mediante la 
obtención de conclusiones adecuadas. 
CAPÍTULO I 
Estado del Arte. 
1 
1.1.- Introducción. 
El proceso fisiológico en un momento dado del tiempo y espacio está representado por la 
anatomía, mientras que la biomecánica permite comprender la interacción entre las fuerzas 
internas y externas que actúan sobre estas estructuras. Los conocimientos experimentales en 
los seres vivos son necesarios para trasladarlos al campo clínico e interpretar mejor las 
patologías y posibles tratamientos del aparato músculo-esquelético. A este proceso se le 
conoce como biomecánica clínica, sin embargo, no todas las enfermedades del aparato 
musculoesquéletico pueden ser estudiadas bajo este enfoque, por lo que es necesario 
abordarlas desde el punto de vista etiológico. Los tratamientos, y muchas de las 
reconstrucciones después de cirugías tumorales o debidas a traumas e infecciones, pueden 
ser tratados mediante bases mecánicas, sin embargo, es necesario conocer a profundidad la 
biomecánica de los tejidos estudiados. 
La Biomecánica ha sido definida por diversos investigadores expertos en el área, así como 
por instituciones y organizaciones dedicadas a esta área del conocimiento (Carrillo, 2006; 
Izquierdo, 2008; Ortega y Palacios, 2006), y aunque no exista una definición universal de 
esta, existen muchas coincidencias (Fung, 1993; Nigg y Herzog, 2007; Özkaya y otros, 
2012), por lo que a continuación se da una definición propia: 
“La Biomecánica es el estudio mecánico de los seres vivos apoyado en las ramas de la 
Biomedicina (Biología, Fisiología, Anatomía, Morfometría, entre otras)”. 
Ahora bien, basándose en que la Biomecánica se fundamenta bajo las mismas leyes de la 
Mecánica, se puede dividir de una forma similar. Es decir, en Biomecánica del cuerpo 
rígido, Biomecánica del cuerpo deformable y Biomecánica de fluidos (Figura 1.1). 
Desde el punto de vista médico y biomecánico, el estudio del sistema músculo-esquelético 
requiere de la interacción de diferentes áreas del conocimiento, por lo que los traumatismos 
y patologías deben ser abordados desde todos los ángulos posibles. Una de las zonas más 
afectadas es la columna vertebral, lo que disminuye la calidad de vida de los pacientes, 
siendo la región lumbar una de las que mayor incidencia patológica y traumática presenta. 
A nivel mundial, por ejemplo, la lumbalgia y los traumatismos en la zona lumbar 
representan una disminución de la calidad de vida en los pacientes que la padecen y 
CAPÍTULO I 
Estado del Arte. 
2 
grandes problemas de salud pública con un impacto negativo en la sociedad y en su 
economía (Badamshin y otros, 2007; Denis, 1983; Fehlings y Perrin, 2006; Harris y 
Macnab, 1954; Keegan, 1953; Matamoros y otros, 2005; Meyer y otros, 1981; Miralles, 
2001; Nicoll, 1949; Roig, y otros, 1997). Estos mismos problemas se presentan en México 
de una manera importante (Acosta, 2011; Gómez, 2012;). 
 
Figura 1.1.- Clasificación de la Biomecánica (Öskaya y otros, 1999). 
A continuación, se presenta de manera general algunos de los estudios más sobresalientes 
referentes al desarrollo de materiales biológicos usados como sustitutos del tejido óseo y a 
la caracterización mecánica de este tipo de materiales. 
1.2.- Antecedentes de los injertos óseos. 
Ya desde la antigua Grecia se hablaba en la mitología de la increíble capacidad de algunos 
tejidos para regenerarse. Hoy se sabe que esto es cierto para algunos de ellos, y también 
para animales como los lagartos, gusanos y anfibios, lo cual ya había sido observado desde 
el año 330 a.C. por Aristóteles. En los seres humanos, ciertos tejidos tienen la capacidad de 
regenerarse, como el sistema músculoesquelético,los tejidos colágenos y hematológicos 
(Weinraub, 2005). 
Según Weinraub, (2005) el estudio moderno de las capacidades regeneradoras de los tejidos 
esqueléticos comenzó en 1964, cuando Marshall Urist descubrió que el hueso desprovisto 
de contenido inorgánico (desmineralizado) era secado y convertido en un polvo, y podía ser 
implantado en el músculo de un conejo dando resultado a la formación de hueso ectópico 
Biomecánica 
Biomecánica del 
cuerpo rígido 
Cinemática 
Cinética 
Estática 
Dinámica 
Biomecánica del 
cuerpo deformable 
Elasticidad 
Plasticidad 
Viscoelasticidad 
Biomecánica 
de fluidos 
Líquidos 
Gases 
CAPÍTULO I 
Estado del Arte. 
3 
(formación del tejido óseo en un lugar diferente). Urist y sus colegas descubrieron después 
de que el material responsable de esta regeneración ósea era una proteína, que ellos 
llamaron la Proteína Morfogenética Ósea (BMP por sus siglas en inglés). Después de esto, 
Reddi y Huggins fueron capaces de extraer una proteína soluble de la matriz ósea 
desmineralizada. Ellos descubrieron además, que la proteína soluble y la matriz de 
colágeno no podían inducir la formación de hueso por sí mismos, sino más bien era 
necesario que ambos estuvieran presentes. Esto demostró que una fracción osteogénica 
soluble y un vehículo sólido eran factores necesarios para la regeneración ósea, abriendo el 
camino para la elaboración de la estructura de las proteínas morfogénicas del hueso. Hoy se 
sabe que estas proteínas son producidas por tejidos diferentes al hueso y que juegan un 
papel decisivo en la formación del hígado, pulmón, corazón, gónadas, piel y dientes por 
nombrar algunos. 
El uso de esta tecnología es ahora común, y una gran cantidad de materiales ortobiológicos 
están disponibles para el cirujano. La ciencia ha avanzado hasta el punto de que los 
sustitutos de hueso personalizados pueden fabricarse in vitro. 
Por ortobiología entiéndase la participación de la biología y la bioquímica en el desarrollo 
de materiales de remplazo de hueso y tejidos blandos para la curación del sistema 
músculoesquelético. Con el advenimiento de la ortobiología, el cirujano tiene una variedad 
de opciones para aumentar la resistencia y la capacidad de reparación de estos tejidos, con 
una mejor evolución en el período postoperatorio (Troiano y Schoenhaus, 2009). 
Paralelo al desarrollo de la metalurgia que permitió la fijación rígida de fracturas de hueso 
con implantes de aleaciones metálicas, hubo un lento pero importante entendimiento de la 
biología en el proceso de curación del hueso, que posteriormente dio origen a los injertos 
modernos. 
En el siglo XVII, hubo un informe aislado de un xenoinjerto óseo exitoso, realizado por Job 
van Meekeren, que trató un defecto óseo en el cráneo de un soldado ruso con el hueso del 
cráneo de un perro. Tomaría dos siglos en aparecer una nueva referencia sobre este tipo de 
cirugía. En 1881, MacEwen fue capaz de reconstruir el húmero de un niño con un hueso de 
cadáver. Barth y Marchand observaron que cuando los autoinjertos óseos eran trasplantados 
CAPÍTULO I 
Estado del Arte. 
4 
a otro sitio, presentaban necrosis y posteriormente eran invadidos por células huésped que 
se diferenciaban en células óseas y producían hueso nuevo. De esta manera, se demostró 
que un fragmento de hueso tomado de un sitio puede sustituir el hueso desde otro sitio 
(Zorzi y de Miranda, 2012). 
En el siglo XIX El cirujano francés Léopold Ollier, llamado "El Padre de la Cirugía Ósea, 
de las Articulaciones y de la Cirugía Experimental", hizo descubrimientos importantes 
sobre la función del periostio, que se refleja en su "Traité de Régénération Chez Osseuse 
L'Animal”. También realizó autoinjertos y aloinjertos óseos en humanos (Zorzi y de 
Miranda, 2012). 
Aunque los informes de autoinjertos se remontan al antiguo Egipto, la primera descripción 
del uso sistemático de este tipo de injertos óseos con los principios y conceptos modernos, 
fue a principios del siglo XX, cuando Fred Houdlette Albee cofundador de la International 
Society of Orthopaedic Surgery and Traumatology (SICOT) y autor del libro “Bone Graft 
Surgery” reportó por primera vez el uso de estos injertos en una fusión espinal lumbar. 
Albee estaba muy interesado en las técnicas de injerto óseo, por lo que realizó 
experimentos en especímenes caninos. A finales de la década de 1950, el cirujano 
ortopédico Arthur Ralph Hodgson desarrolló una técnica de fusión anterior mediante el uso 
de injertos óseos para el tratamiento de la tuberculosis. Sin embargo, otros especialistas ya 
habían intentado producir una fusión posterior mediante el uso de autoinjertos, y hay 
registros de informes ocasionales que describen el uso de diversas formas de injertos óseos 
(Boos y Aebi, 2008; Zorzi y de Miranda, 2012). 
Según Attaf, 2011 la historia de los injertos óseos comienza en 1913, cuando el Dr. 
Robertson D. E. realizó ensayos en huesos de gato y de humano para injertos óseos en 
perros. El análisis microscópico del injerto implantado después de 20 días demostró que el 
espacio entre el injerto y el hueso vivo se llena con hueso esponjoso nuevo. Estos primeros 
trabajos fueron esperanzadores para el futuro desarrollo de los injertos óseos. 
Los autoinjertos, aloinjertos y xenoinjertos no pueden cubrir aún las necesidades generales 
de los injertos óseos, para compensar esta carencia, los injertos artificiales (sintéticos) han 
sido necesarios. El uso de injertos sintéticos tiene algunas ventajas frente a otros, como la 
CAPÍTULO I 
Estado del Arte. 
5 
posibilidad de obtener un número ilimitado de injertos más seguros, sin riesgo de 
transmisión de enfermedades, y por lo tanto la limitación del dolor debido a la supresión de 
una intervención quirúrgica secundaria (Attaf, 2011). 
Georg Axhausen, Erich Lexer y Dallas B. Phemister, desempeñaron un papel importante al 
realizar injertos óseos reconocidos como racionales y viables. Axhausen y Phemister 
describieron el proceso de incorporación del injerto mediante el organismo huésped. Lexer 
publicó casos clínicos de aloinjerto óseo con veinte años de seguimiento, con buenos 
resultados en la mitad de los pacientes (Zorzi y de Miranda, 2012). 
En la década de los 40’s, Wilson, (1947) y Bush, (1948) describieron las técnicas de 
congelación de almacenamiento para la preservación de los aloinjertos, dando lugar a la era 
de los bancos de tejidos. Después de la Segunda Guerra Mundial, los bancos de tejidos se 
vuelven más complejos, con la necesidad de crear protocolos y normas para controlar el uso 
y la seguridad de los tejidos músculoesqueléticos. La “American Association of Tissue 
Banks” (AATB) fue fundada en 1976 por un grupo de médicos que habían establecido en 
1949 el primer banco de tejidos completo del mundo, los United States Navy Tissue Bank. 
Posteriormente se crearon más organizaciones de bancos de huesos alrededor del mundo 
(Zorzi y de Miranda, 2012). 
En la década de los 60’s, Robert Marshall Urist estableció la capacidad osteoinductiva de la 
Matriz Ósea Desmineralizada (DBM por sus siglas en inglés), la cual condujo al 
descubrimiento y la comprensión de una familia de proteínas llamadas Proteínas 
Morfogenéticas Óseas (BMP’s) (Nogami y Urist, 2009; Urist, 1965 y 2009; Urist y Strates, 
2009). Tanto la DBM como la BMP están disponibles hoy en día para uso clínico aislado o 
en combinación con andamios. Este hallazgo inició una nueva era en el desarrollo del 
injerto óseo que conduce a la investigación de sustitutos de injerto óseos. 
La necesidad de materiales de injertos óseos conduce a la síntesis de muchos tipos de 
materiales con propiedades diferentes. De acuerdo a la función, la naturaleza de estos 
materiales y la relación entre los injertos y el tejido huésped, se pueden dividir en 4 
generaciones (Attaf, 2011) (Figura 1.2): 
CAPÍTULO I 
Estado del Arte. 
6 
 
Figura 1.2.- Evolución de los biomaterialesen el campo de los injertos óseos (Attaf, 2011). 
Los componentes de la primera generación tienen notables propiedades mecánicas pero no 
son biorreabsorbibles ni bioactivos. El uso de este tipo de injertos óseos tienen una vida útil 
limitada (generalmente menos de 15 años) y necesitan ser extraídos y remplazados 
quirúrgicamente. Algunos de los biomateriales más representativos de esta generación son: 
el hierro, cobalto, cromo, titanio, aleaciones de acero (especialmente el acero 316 L) y 
aleaciones a base de titanio (Attaf, 2011). 
Los componentes de la segunda generación son por lo menos biorreabsorbibles o bioactivos 
y no requieren ser reemplazados con el tiempo. Los biomateriales más representativos de 
esta generación son fosfatos de calcio (fosfato tricálcico y especialmente la hidroxiapatita) 
(Spivak y Hasharoni, 2001), los biovidrios, la alúmina; la zirconia y los polímeros poli ε-
caprolactona, poliuretanos, etc. (Attaf, 2011). 
Los componentes de la tercera generación son biorreabsorbibles y bioactivos, y tienen 
propiedades superiores a las dos primeras generaciones de materiales, se reabsorben poco 
en la zona del injerto dando lugar a la formación de hueso nuevo. Las propiedades de estos 
materiales (nano) compuestos están fuertemente influenciadas por la naturaleza de los 
componentes, la composición y la morfología. Es por ello que muchos investigadores 
trataron de obtener no sólo similitud composicional con los huesos naturales sino también 
una similitud desde el punto de vista mineralógico y morfológico. Los biomateriales más 
representativos de la tercera generación son: (nano) hidroxiapatita/colágeno, (nano) 
hidroxiapatita/colágeno/ácido hialurónico, hidroxiapatita/ácido láctico poly-L, 
hidroxiapatita/chitosán (Attaf, 2011). 
La cuarta generación es similar a los materiales de tercera generación, pero mejorada por la 
presencia de células sanas, factores de crecimiento, proteínas morfogenéticas óseas, etc. 
(Attaf, 2011). 
CAPÍTULO I 
Estado del Arte. 
7 
Todos estos materiales desde la primera generación hasta la cuarta han sido utilizados en 
padecimientos relacionados con la columna vertebral (Boatright y Boden, 2005; Heini y 
Berlemann, 2001; Marchesi, 2000; Morrison, 2012; Schaser y otros, 2009; Sutherland y 
Bostrom, 2005;). Por ejemplo, la columna cervical a diferencia de la columna lumbar es 
más tolerante a la instrumentación cuando se realiza una estabilización rígida y menos 
rígida en términos de fusión ósea. Por lo que después de una discectomía, las cajas 
intersomáticas inderpendientes o los autoinjertos óseos estructurales restablecen con éxito 
la estabilidad fisiológica, que resulta en un índice de aproximadamente el 100% de fusión 
(Greene y otros, 2003). 
En lo que respecta a la morbilidad de los injertos óseos, en un estudio realizado por 
(Younger y Chapman, 1989) a partir de una revisión de los registros médicos de 239 
pacientes con 243 injertos de hueso autógeno se determinó que el índice global de 
complicaciones mayores fue del 8,6%. Estas incluyeron infección (2,5%), drenaje 
prolongado de heridas (0,8%), hematomas grandes (3,3%), la reintervención (3,8%), dolor 
durante más de 6 meses (2,5%), pérdida sensorial (1,2%), y cicatrices antiestéticas. Las 
complicaciones menores (20,6%) incluyeron infecciones superficiales, problemas menores 
de heridas, pérdida de la sensibilidad temporal y dolor leve. Hubo un índice de 
complicación mucho más alto (17,9% mayor) si la incisión de la cirugía se realizaba 
también en la incisión empleada para capturar el injerto de hueso. 
1.3.- Caracterización mecánica de biomateriales. 
Los orígenes del estudio de cualquiera de las ramas de la ciencia está definido dentro un 
período de tiempo conocido, sin embrago, en muchos de los casos hay imprecisiones. En el 
caso del estudio mecánico de los materiales biológicos o biomateriales, sus orígenes se 
remontan a la antigüedad con el estudio mismo de la Mecánica, en donde el principal reto 
fue separar el mito del conocimiento, desarrollándose paradigmas anatómicos, mecánicos y 
matemáticos. Posteriormente, durante el renacimiento italiano (de 1450 d.C. a 1600 d.C.), 
científicos como Leonardo da Vinci lograron grandes avances en el entendimiento de la 
mecánica y de la anatomía del cuerpo humano, sentando las bases para futuros estudiosos 
de la materia como Vesalius (Herzog y Nigg, 2007). 
CAPÍTULO I 
Estado del Arte. 
8 
Durante la revolución científica (de 1600 d.C. a 1730 d.C.), en el campo de la anatomía y el 
estudio del sistema circulatorio el científico William Harvey hizo grandes avances en lo 
que posteriormente sería conocido como la microestructura ósea y que sentaría uno de los 
pilares para el estudio mecánico del tejido óseo. Por otro lado, Isaac Newton sentó las bases 
de la ingeniería mecánica y de muchos de los conceptos que hoy se aplican a la mecánica 
de los tejidos biológicos (Herzog y Nigg, 2007). 
En el siglo XX se hicieron grandes avances respecto a la mecánica de los biomateriales, 
sobre todo en las últimas tres décadas debido en gran medida al desarrollo tecnológico en 
materia electrónica, de máquinas y dispositivos para realizar pruebas (Scheinsohn y Ferreti, 
1995; Herzog y Nigg, 2007). 
Durante la primera década del siglo XXI, los sistemas capaces de medir las propiedades 
mecánicas a nivel nanométrico y a escalas más pequeñas fueron perfeccionados, y con el 
avance de estos sistemas, fue posible conocer, diseñar y desarrollar dispositivos y 
biomateriales más eficaces. Es así como el futuro de estos materiales parece ser la 
ingeniería de tejidos, que actualmente ya es capaz de regenerar tejidos completos a partir de 
andamios. 
El correcto funcionamiento de los tejidos, órganos y sistemas biológicos dependen en gran 
medida de sus propiedades físicas, por lo que diversos trabajos se han enfocado en el 
estudio de sus propiedades mecánicas. Sin embargo, la mayoría de los resultados obtenidos 
en estos estudios cuenta con ciertas deficiencias, como una metodología inadecuada, bases 
teóricas insuficientes, división entre la mecánica y las matemáticas. A pesar de esto, en los 
últimos tiempos los resultados han sido mejorados por análisis numéricos y máquinas más 
eficaces y precisas. 
Por otro lado, el estudio de los sistemas biológicos como estructuras desde el punto de vista 
de la Ingeniería y la Ciencia de los Materiales, se remonta a principios del siglo XX. El 
trabajo clásico de D’Arcy W. Thompson publicado por primera vez en 1917, puede ser 
considerado el primer gran trabajo en este campo (Thompson, 1942). El observó los 
sistemas biológicos como estructuras de ingeniería y obtuvo relaciones que describían su 
forma. 
CAPÍTULO I 
Estado del Arte. 
9 
En la década de los 50’s se desarrolló ampliamente la ciencia de los materiales y la 
ingeniería cuando se estudiaron materiales tales como los metales, polímeros y cerámicas, 
así como materiales compuestos. Sin embargo, el estudio mecánico de los biomateriales 
comenzó hasta la década de los 70’s cuando Currey investigó una amplia variedad de 
materiales biológicos mineralizados, derivando en el entendimiento de los tejidos óseos, y 
no fue hasta la década de los 90’s cuando se hicieron los primeros grandes avances en el 
estudio mecánico de los biomateriales derivados del desarrollo tecnológico en materia de 
ingeniería mecánica y electrónica (Meyers y otros, 2008). 
En el siglo XXI los avances tecnológicos en el desarrollo de materiales y su caracterización 
mecánica han llegado a ser sorprendentes, las posibilidades son infinitas, y el reto de la 
Biomecánica es desarrollar materiales funcionales capaces de responder a las necesidades 
específicas de las personas, asemejándose o incluso mejorando las propiedades mecánicas 
de los biomateriales estudiados (Barbieri y otros, 2013; Carlisle y otros, 2010; Islam y 
otros, 2012; Weinkamer y otros, 2013). 
Los materialesbiológicos tienen un alto grado de complejidad cuando son caracterizados 
mecánicamente, las principales razones son; su característica anatómico-estructural 
cambiante debida a efectos mecánicos (diferentes tipos de cargas) (Pui y otros, 2012) y 
biológicos (normales o patológicos), la degradación de las muestras en el caso de pruebas 
in vitro (Nicolle y Palierne, 2010), y las técnicas y arreglos experimentales utilizados para 
su caracterización, influyendo directamente en los resultados. Las propiedades mecánicas 
de los biomateriales dependen del nivel estructural al cual se experimenta; nivel macro, 
nivel tejido, nivel microestructura, nivel submicroestructura y nivel ultraestructura. Incluso, 
existen estudios ambiciosos que intentan determinar cómo evolucionan o cambian las 
propiedades mecánicas conforme se cambia de nivel microscópico a nivel macroscópico en 
tejidos regenerados (Casanova y otros, 2010). Este trabajo se enfoca en estudiar las 
propiedades mecánicas de biomateriales a nivel microestructural. 
Se podría argumentar que todos los materiales se estructuran jerárquicamente, ya que los 
cambios en la escala dimensional producen diferentes mecanismos de deformación y daños. 
Sin embargo, en los biomateriales esta organización jerárquica es inherente al diseño. El 
diseño de la estructura y el material están conectados íntimamente en los sistemas 
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biológicos, mientras que en los materiales sintéticos a menudo hay una separación en su 
estudio por disciplinas entre los materiales (estudiado por ingenieros de materiales) y las 
estructuras (estudiado por ingenieros mecánicos). Por lo tanto, es importante considerar la 
estructura jerárquica en el diseño de materiales para aplicaciones biomédicas, imitando así 
a los materiales naturales, los cuales presentan una estructura que abarca desde la 
nanoescala hasta la macroescala, y las cuales interactúan entre si proporcionando las 
propiedades físico-químicas finales del material (Bechtle y otros, 2010; Buehler, 2007, 
2010 y 2011; Chen y otros, 2008; Meyers y otros, 2008; Vigliotti y Pasini, 2013). No 
obstante, los biomateriales además de ser considerados bajo el principio de estructura 
jerárquica, también han sido considerados bajo los principios de helicoidalidad, de 
retroalimentación, de universalidad y el principio óptimo. Estos principios determinan el 
comportamiento mecánico y estructural de casi todos los tejidos biológicos, y los factores 
mecánico y biológico deben ser tomados en cuenta en la determinación de las propiedades 
mecánicas de tejidos biológicos (Knets, 2002). 
1.4.- Caracterización mecánica de biomateriales a nivel tejido. 
Uno de los primeros trabajos experimentales en biomateriales tal como se conocen hoy, dio 
inicio con el estudio de las propiedades mecánicas por parte de Julius Wolff en el siglo 
XIX. Wolff estudió en su publicación “Das Gesetz der Transformation der Knochen” la 
relación entre las cargas mecánicas en el tejido óseo y su estructura (Bertram y Swartz, 
1991). 
Posteriormente, a raíz de los hallazgos en los trabajos de Wolff surgieron nuevos estudios 
sobre el comportamiento de los biomateriales a nivel macro y tejido. A principios del siglo 
XX, Hill A.V. investigó la relación entre la función mecánica y estructural de los músculos 
humanos (Hill y otros, 1924). En 1939, Elftman estudió las fuerzas que interactuaban en los 
músculos y las articulaciones, desarrollando un modelo matemático para representar la 
contracción de los músculos (Elftman, 1939a; Elftman, 1939b). 
A partir de la segunda mitad del siglo XX se desarrollaron infinidad de estudios para 
conocer las propiedades mecánicas de los biomateriales (Glaser y otros, 1965). Hirsch, 
(1971), por ejemplo, desarrolló una máquina capaz de estudiar las propiedades 
viscoelásticas de biomateriales con el objetivo de facilitar la interpretación matemática y 
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estadística, mediante entornos con temperatura y humedad controladas, así como la 
regulación de la velocidad de deformación y control de parámetros de tiempo. Algunos de 
los biomateriales que más estudiados fueron los ligamentos y tendones (Iannace y otros, 
1995), la hidroxiapatita (Suchanek y otros, 1996), el tejido óseo (Homminga y otros, 2002) 
y los materiales dentales (Strang, y otros, 1998). 
Los especímenes animales han sido una fuente valiosa de investigación médica y 
biomecánica, los resultados experimentales en ellos son aplicados en seres humanos “sin 
riesgo” para la salud, sin embargo, hay un gran debate en cuanto a su uso, ya que cuestiones 
éticas están involucradas (Motokawa, 1982; Tseders y Purinya, 1975; Vachon y Kunov, 
1975; Yartsev, 1975). Las relaciones entre las propiedades mecánicas y estructurales a nivel 
micro en modelos animales, arrojan valiosa información sobre el comportamiento a nivel 
macroscópico en los biomateriales (Hepburn y Ball, 1973). Los biomateriales también 
fueron estudiados mecánicamente con la finalidad de diseñar materiales sintéticos que 
puedan sustituirlos con cualidades mecánicas y estructurales superiores (Ward, 1974). 
Otros trabajos en modelos animales, estuvieron dirigidos a estudiar los cambios a nivel 
macroscópico de los esfuerzos-deformaciones en tejidos con el objetivo de analizar las 
alteraciones en la microestructura del biomaterial (McBride y otros, 1988). 
A lo largo del tiempo los modelos animales han servido como objetos de estudio y para 
extrapolar los resultados obtenidos al caso humano, así como para aplicaciones dentro de la 
ingeniería, estos estudios abarcan una amplia diversidad de tejidos, como el cartílago 
articular (Romanovskaya y Voskresenskii, 1985), válvulas del pericardio (Zioupos y otros, 
1993), plumas de aves (Bonser y Purslow, 1995), cuernos de ganado bovino (Li y otros, 
2011), entre otros. 
La década de los 70’s fue muy prolifera en cuanto al diseño de máquinas, métodos y 
dispositivos para realizar mediciones de las propiedades viscoelásticas en biomateriales, 
por lo que a partir de esta fecha comienza su perfeccionamiento hasta llegar a las máquinas 
que hoy están disponibles para este tipo de ensayos mecánicos (Khamin, 1975). 
Durante la década de los 80’s, el avance tecnológico en los sistemas electrónicos dio origen 
a una diversidad de aplicaciones en el desarrollo de pruebas mecánicas en biomateriales, 
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mejorando los resultados obtenidos hasta entonces (Stein y otros, 1986). En la década de 
los 90’s hubo un amplio estudio mecánico de los biomateriales, identificándose las 
aplicaciones que tienen de acuerdo con sus propiedades mecánicas y estructura, y mediante 
las cuales cada material en particular tiene un óptimo desempeño, así como la supuesta 
superioridad mecánica que tienen con respecto a materiales hechos por el hombre (Ashby y 
otros, 1995; Gibson y otros, 1995). 
En lo que va del siglo XXI, se ha estudiado cada vez más la viscoelasticidad de los 
biomateriales, llevando así al diseño de mejores injertos, dispositivos protésicos y 
materiales en general aplicados a la biomedicina, que tienen la capacidad de responder a las 
cargas mecánicas solicitadas con mayor eficacia (Hosseini y otros, 2013). 
La mayoría de los biomateriales, por no decir todos, son materiales compuestos, y el tejido 
óseo entra en esta categoría. Se han realizado importantes trabajos con el objetivo de 
determinar las propiedades mecánicas mediante diversas técnicas en hueso trabecular y 
cortical en especímenes humanos (Giesen y otros, 2001; Kalouche y otros, 2010; Knet-s y 
Dzenis, 1975; Nicholson y otros, 1997; Saulgozis y otros, 1974; Shim y otros, 2005;), así 
como en especímenes animales (Bigot y otros, 1996; Bonney y otros, 2011; Havill y otros 
2010; Hu y otros, 2002; Mitton y otros, 1998; Unger y otros, 2010; Yamagami y otros, 
2013) en diversas regiones anatómicas. Se han estudiadobajo distintos tipos de carga como 
compresión, flexión, tensión y torsión, siendo las principales características estudiadas; la 
resistencia última a la compresión, el módulo de elasticidad, el módulo de corte, el 
coeficiente de Poisson, la densidad aparente, y en menos medida las características 
viscoelásticas del material (Schoenfeld y otros, 1974). Sin embargo, el diseño de nuevos 
biomateriales requiere de evaluar los tejidos biológicos bajo diferentes condiciones, entre 
las que destaca su comportamiento viscoelástico. 
La viscoelasticidad de un material evalúa sus propiedades mecánicas respecto al tiempo, 
como la relajación de esfuerzos (relajación), la fluencia (creep), la cantidad de energía 
necesaria para deformar un material (histéresis) y los índices de carga aplicados, lo cual 
resulta de gran importancia en el diseño de biomateriales, ya que permite conocer y diseñar 
mejores materiales. 
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La mayoría de los análisis que involucran el comportamiento del creep para materiales 
ingenieriles lo evalúan bajo altas temperaturas (Chen y otros, 2014; Cui y Wang, 2014; 
Pineda y otros, 2012). Sin embargo, para materiales biológicos como el hueso trabecular, el 
comportamiento del fenómeno creep se presenta prácticamente a temperatura ambiente o 
corporal (Jäger, 2005; Deymier-Black y otros; Kim D.-G. y otros, 2011), aunque también se 
han realizado estudios de este tipo de materiales para analizar el efecto de la temperatura y 
los esfuerzos sobre el comportamiento del creep (Singhal y otros, 2013). 
Investigaciones en hueso trabecular establecen tres tipos de creep presentes en el 
comportamiento viscoelástico de este tipo de material biológico, estos son creep primario, 
secundario y terciario. Sin embargo, el enfoque principal basa en el creep secundario en la 
mayoría de dichas investigaciones (Kummari y otros, 2009). 
1.5.- Caracterización mecánica de biomateriales a nivel microestructural. 
El estudio de las propiedades físicas, mecánicas y estructurales en biomateriales a niveles 
por debajo de la escala micro han sido estudiadas fuertemente desde la última década del 
siglo anterior, esto se debe principalmente al relativamente reciente desarrollo de equipos 
capaces de hacer mediciones en estos niveles. Se han diseñado un sinnúmero de equipos y 
técnicas para este fin, entre los más destacados se encuentran: la Espectrometría de Rayos 
X (EDS por sus siglas en inglés); el Microscopio Electrónico de Barrido (SEM por sus 
siglas en inglés); el Microscopio Electrónico Confocal de Barrido (STEM por sus siglas en 
inglés); la Elipsometría Espectroscópica; el Microscopio de Fuerza Atómica (AFM por sus 
siglas en inglés); la técnica de Nanoindentación, etc. Es así como ciertos biomateriales han 
sido estudiados bajo estas técnicas (Bowen y otros, 2000; Thomas y otros, 2000). 
Algunos de los estudios mecánicos más comunes en biomateriales a este nivel incluyen la 
dentina (Marshall y otros, 1997), el hueso trabecular y cortical (Zysset y otros, 1999), el 
cartílago (Gupta y otros, 2005), los tendones y ligamentos (Ho y otros, 2013; Spiesz y 
otros, 2012), cementos óseos (Goto, y otros, 2008; Wu y otros, 2007), entre otros. 
Una de las técnicas más utilizadas para la caracterización mecánica a nivel micro y 
nanoestructural es la técnica de la nanoindentación, la cual es relativamente nueva con 
alrededor de 20 años. Sin embargo, los antecedentes se remontan hasta el siglo XIX cuando 
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en 1822 se desarrolló la escala de dureza de Mohs que va del 1 al 10, en la que un material 
de mayor dureza (diamante) es capaz de dejar una huella permanente (surco o rasguño) en 
otro material (Fischer-Cripps, 2011) y a partir de ahí determinar la dureza del material. 
Estos equipos, son capaces de medir el comportamiento viscoelástico en biomateriales 
como el hueso, así como la dureza, la rigidez, el módulo de elasticidad, entre otras 
propiedades mecánicas. 
Mediante el refinamiento de las pruebas de indentación de un material respecto a otro, se 
desarrollaron las pruebas para la determinación de la dureza Brinell, Knoop, Vickers y 
Rockwell. Con el advenimiento de la revolución electrónica y avances en el entendimiento 
de la teoría mecánica considerado por Boussinesq y Hertz a finales del siglo XIX, se logró 
resolver en cierta medida el problema del contacto elástico, el cual juega un papel clave en 
la interpretación de los resultados experimentales. Posteriormente Sneddon hizo una mayor 
contribución en el campo de la mecánica de contacto mediante la derivación de una 
relación general entre la carga, el desplazamiento y el área de contacto para cualquier 
indentador axi-simétrico (Gdoutos, 2005). 
En los últimos años el objetivo fue desarrollar equipos más precisos capaces de hacer 
mediciones mecánicas a niveles nanométricos y por debajo de esta escala. Por lo que la 
nanoindentación surgió como una potente herramienta capaz de hacer mediciones en una 
escala de penetración más pequeña, como el Angstrom (10-10 m) y los nanómetros (10-9 
m) en lugar de micras (10-6 m) o milímetros (10-3 m), siendo este último común en los 
ensayos de dureza convencionales, las escalas de medición de la carga también fueron cada 
vez más pequeñas como el nano-Newton (10-9 N). El equipo utilizado para desarrollar este 
trabajo maneja un rango de medición micrométrico. Otra característica distintiva de las 
pruebas de nanoindentación es la medición indirecta de la zona de contacto, es decir, el área 
de contacto entre el indentador y el espécimen (Fischer-Cripps, 2011). 
El estudio de las propiedades mecánicas de los materiales a nivel nano y microescala ha 
recibido mucha atención en los últimos años debido al desarrollo de materiales 
nanoestructurados y la aplicación de películas de espesor nanométrico en ingeniería y 
componentes electrónicos. Las propiedades mecánicas de los materiales en dimensiones 
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micro, nano o más pequeñas pueden ser muy diferentes de aquellos materiales de mayor 
masa que tienen la misma composición (Gdoutos, 2005). 
Los biomateriales naturales son una mezcla de proteínas y minerales, del grado de 
combinación entre estos elementos surgen materiales duros como el hueso, los dientes, el 
nácar y materiales suaves como la piel y otros órganos. Las propiedades mecánicas de este 
tipo de materiales dependen del tamaño, la organización y cantidad de células, proteínas y 
minerales presentes en ellos, así como del arreglo entre estos elementos en forma 
jerarquizada (Heineman y otros, 2011; Liu y otros, 2011; Zhang y otros, 2010;). Según Ji y 
Gao, (2004) a medida que el tamaño de estos elementos se reduce a niveles nanométricos, 
se vuelven insensibles a las fallas, asemejándose a la resistencia teórica de los enlaces 
atómicos. Este investigador llegó a la conclusión de que algunas propiedades mecánicas 
como la tenacidad de los biomateriales naturales, pueden ser aumentadas mediante las 
propiedades viscoelásticas que le confieren las proteínas, y la viscoelasticidad de estas 
puede ayudar a estos materiales biocompuestos a disipar la energía de fractura bajo cargas 
dinámicas. Las conchas de mar contienen cristales de carbonato intercalados con capas de 
proteínas viscoelásticas, y estructuras densas hechas a la medida que le confieren 
excelentes propiedades mecánicas para interaccionar con su entorno (Lin y otros, 2006). 
Los equipos utilizados para realizar pruebas mecánicas a nivel nano y microescala varían 
según las necesidades y de acuerdo a las características de las muestras a analizar. Mediante 
equipos de microscopía y máquinas diseñadas especialmente para pruebas mecánicas, es 
posible observar y analizar diferentes biomateriales y sus estructuras, como escarabajos y 
crustáceos (Hepburn, 1972; Joffe y otros, 1975). Por su parte, Niederer, (1974) desarrolló 
un modelo