Biomecánica

Históricamente uno de los primeros problemas abordados por el enfoque biomecánico moderno, resultó de intento de aplicar las ecuaciones de Navier-Stokes a la comprensión del riego sanguíneo.[3] Aunque usualmente se considera a la sangre como un fluido newtoniano incompresible, esta modelización falla cuando se considera el flujo sanguíneo en las arteriolas o capilares. A la escala de esas conducciones, los efectos del tamaño finito de las células sanguíneas o eritrocitos individuales son significativos, y la sangre no puede ser modelada como un medio continuo. Más concretamente, cuando el diámetro del vaso sanguíneo es ligeramente mayor que el diámetro del eritrocito, entonces aparece el efecto Fahraeus–Lindquist y existe una disminución en la tensión tangente al vaso. Así a medida que el diámetro del vaso sanguíneo disminuye, los glóbulos rojos tienen que aplastarse a lo largo del vaso y frecuentemente sólo pueden pasar de uno en uno. En este caso, se da un efecto Fahraeus–Lindquist inverso y la tensión tangencial del vaso se incrementa.

El estudio biomecánico de los huesos permite desarrollar prótesis de fijación, como es este caso de fractura de fémur.

Estudio de la protección craneal usando o no un casco de protección.

Otro desarrollo importante de la biomecánica fue la búsqueda de ecuaciones constitutivas que modelaran adecuadamente las propiedades mecánicas de los huesos.

Mecánicamente los huesos son estructuras mecánicas anisótropas, más exactamente tienen propiedades diferentes en las direcciones longitudinales y transversales. Aunque sí son transversalmente isótropos, no son globalmente isótropos. Las relaciones de tensión-deformación en los huesos pueden ser modelizadas usando una generalización de la ley de Hooke, para materiales ortotrópicos:

${\displaystyle \sigma _{ij}=\sum _{k,l}C_{ijkl}\varepsilon _{kl}}$

Donde ${\displaystyle C_{ijmn}=C_{jimn}=C_{mnij}\,}$, existiendo sólo cinco constantes independientes que son función de:

${\displaystyle E_{l},E_{t}\,}$, los módulos de Young en dirección longitudinal y transversal.

${\displaystyle \nu _{tt},\nu _{tl}\,}$, los dos coeficientes de Poisson.

${\displaystyle G_{t}\,}$, el módulo de elasticidad transversal.

Existen tres tipos de músculo:

• Músculo liso (no estriado): El estómago, el sistema vascular, y la mayor parte del tracto digestivo están formados por músculo liso. Este tipo de músculo se mueve involuntariamente.
• Músculo miocardíaco (estriado): Los cardiomiocitos son un tipo altamente especializado de célula. Estas células se contraen involuntariamente y están situadas en la pared del corazón, actúan conjuntamente para producir latido sincronizados.
• Músculo esquelético (estriado): Es un músculo que desarrolla un esfuerzo sostenido y generalmente voluntario. Un modelo ampliamente usado para este tipo de músculo, es la ecuación de Hill que puede simular adecudamente el tétanos:

${\displaystyle \left(v+b\right)(P+a)=b(P_{0}+a)\,}$

Donde:

${\displaystyle P\,}$, es la tensión o cargas del músculo.

${\displaystyle v\,}$, la velocidad de contracción.

${\displaystyle P_{0}\,}$, es la máxima carga o tensión que se puede producir en el músculo.

${\displaystyle a,b\,}$, son dos constantes que caracterizan el músculo.

Esta ecuación puede describirse en términos de la tensión y la velocidad de deformación como:

${\displaystyle \left({\dot {\varepsilon }}+{\bar {b}}\right)(\sigma +{\bar {a}})={\bar {b}}(\sigma _{0}+{\bar {a}})\,}$

Durante la década de 1970, varios investigadores que trabajaban en biomecánica iniciaron un programa de caracterización de las propiedades mecánicas de los tejidos blandos, buscando ecuaciones constitutivas fenomenológicas para su comportamiento mecánico.

Los primeros trabajos se concentraron en tejidos blandos como los tendones, los ligamentos y el cartílago son combinaciones de una matriz de proteínas y un fluido. En cada uno de estos tejidos el principal elemento importante es el colágeno, aunque la cantidad y la calidad del colágeno varía de acuerdo con la función que cada tejido realiza:

• La función de los tendones es conectar el músculo con el hueso y está sujeto a cargas de tracción. Los tendones deben ser fuertes para facilitar el movimiento del cuerpo, pero al mismo tiempo ser flexibles para prevenir el daño a los tejidos musculares.
• Los ligamentos conectan los huesos entre sí, y por tanto son más rígidos que los tendones.
• El cartílago, por otro lado, está solicitado primariamente con compresión y actúa como almohadillado en las articulaciones para distribuir las cargas entre los huesos. La capacidad resistente del cartílago en compresión se deriva principalmente del colágeno, como en tendones y ligamentos, aunque en este tejido el colágeno tiene una configuración anudada, soportada por uniones de cruce de glucosaminoglicanos que también permiten alojar agua para crear un tejido prácticamente incompresible capaz de soportar esfuerzos de compresión adecudadamente.

Más recientemente, se han desarrollado modelos biomecánicos para otros tejidos blandos como la piel y los órganos internos. Este interés ha sido promovido por la necesidad de realismo en la simulaciones de interés médico.

Nos referimos como tensión mecánica al esfuerzo interno por unidad de área que experimenta el material frente a la aplicación de la fuerza, cualquiera sea ésta y que corresponde a los fenómenos descritos por la Tercera Ley de Newton (Acción y Reacción). De acuerdo con este principio, la aplicación de un nivel determinado de deformación sobre un material flexible generará una tensión más pequeña que en otro material más rígido, que bajo la misma deformación experimentará una mayor tensión. La relación entre el esfuerzo aplicado y las deformaciones experimentadas, recibe el nombre de rigidez, y depende del tipo de esfuerzo que sea (de compresión, de flexión, torsional, etc.).

Cuando se somete a un objeto cualquiera a la aplicación de una fuerza, en algún momento experimentará una deformación observable. Para los objetos más bien elásticos, dicha deformación se alcanza con aplicaciones de fuerza de baja magnitud, mientras que los materiales rígidos requieren de aplicación de magnitudes de fuerza de mayor consideración. La gráfica asociada al estudio de este fenómeno se conoce con el nombre de Curva Tensión Deformación' de cuyo estudio es posible inferir el comportamiento del material. Un punto aparte en esta consideración lo representan los materiales viscoelásticos. Dichos materiales se caracterizan por presentar un comportamiento diferente en el tiempo a pesar de que las condiciones de carga o deformación a las que se les somete permanezcan constantes. Esto quiere decir, por ejemplo, que si el material es sometido a una carga constante, la deformación del material inicialmente ocurre a una cierta velocidad y que con el paso del tiempo de carga mantenida, dicha deformación tiende a ser constante (no experimentar variaciones).

La biomecánica computacional se refiere a la simulación mediante ordenadores de sistemas biomecánicos complejos. Usualmente se usan tanto modelos de sólidos para simular comportamientos cinemáticos, como modelos de elementos finitos para simular propiedades de deformación y resistencia de los tejidos y elementos biológicos. El tipo de análisis requerido en general es en régimen de grandes deformaciones, por lo que en general los modelos materiales usan relaciones no lineales entre tensiones y deformaciones.

Los tejidos blandos presentan comportamientos viscoelásticos: gran capacidad disipación de energía, histéresis, relajación de tensiones, precondicionado y "creep". Por lo que generalmente las ecuaciones constitutivas adecuadas para modelarlos son de tipo viscoelástico e involucran tanto a tensiones y deformaciones, como a velocidades de deformación. Algunos tejidos blandos incluso pueden ser precondicionados sometiéndolos a cargas cíclicas, hasta el punto que las curvas de tensión-deformación para los tramos de carga y descarga pueden llegar a prácticamente solaparse. El modelo más comúnmente usado para modelar la viscoelasticidad de los tejidos blandos es la teoría de la viscoelasticidad cuasilineal (QLV).

Los estudios biomecánicos se sirven de distintas técnicas para lograr sus objetivos. Una de las más usuales es la fotogrametría, cuya implementación de laboratorio es habitualmente costosa y requiere de algunos requisitos.

Son dispositivos y tejidos creados para sustituir partes del organismo dañadas o que funcionan de forma incorrecta. El análisis de un órgano artificial, debe considerarse en la construcción de estos aspectos tales como materiales que requieren unas particulares características para poder ser implantados e incorporados al organismo vivo. Además de las características físicas y químicas de resistencia mecánica, se necesita fiabilidad, duración y compatibilidad en un ambiente biológico que siempre tiene una elevada agresividad.

El mayor problema que se plantea la construcción de una prótesis se refiere a la relación entre el biomaterial y el tejido vital en el que se inserta ya que es muy importante el control de las reacciones químicas de superficie y microestructura, el tejido crece y tiende a incorporar incluso a nivel de los poros de la rugosidad superficial, el material implantado.

Prótesis de cadera

La sustitución de órganos por otros artificiales, constituye la frontera avanzada de la ingeniería biónica. Dejando aparte las prótesis ortopédicas cuyo empleo ha tenido un enorme desarrollo gracias a la aplicación de nuevos materiales y técnicas de cálculo, así como a los avances en las técnicas de implantación por lo que cada día es más amplia la gama de posibilidades de sustitución de órganos conocidos y menos conocido, lo cual resulta de gran ayuda para pacientes y médicos un ejemplo de esto es la fabricación de bombas de insulina para emplear en personas diabéticas.

• Electromiografía: análisis de la actividad eléctrica de los músculos.
• Plantillas instrumentadas: registro de las presiones ejercidas por el pie durante la marcha.
• Baropodometro electrónico: Pasillo instrumentado con sensores de presión que registran las presiones plantares durante diferentes gestos de locomoción (marcha, trote, carrera, etc.).
• Plataformas de fuerza: plataformas dinamométricas diseñadas para registrar y analizar las fuerzas de acción-reacción y momentos realizados por una persona durante la realización de una actividad determinada.

Estudia las propiedades mecánicas, cinéticas y cinemáticas de los organismos, tomando en cuenta sus características morfo-funcionales.

Un implante es un dispositivo médico fabricado para reemplazar una estructura biológica dañada o mejorar una estructura biológica existente. Los implantes médicos son fabricados por el hombre, en contraste con un trasplante. La superficie de estos, que contacta con el cuerpo es de un material biomédico, tal como el titanio, silicona o apatita.

En algunos casos, los implantes pueden ser electrónicos, por ejemplo, un marcapasos artificial y los implantes cocleares. Otros pueden ser bioactivos, como son los dispositivos de administración de fármacos por vía subcutánea.

Para intervenir sobre cualquier órgano, se requiere el control y la medición continua de la intensidad del fenómeno.

Los sensores que constituyen el primer elemento del sistema, son dispositivos que permiten detectar los fenómenos físicos, químicos y eléctricos, ofreciendo seriales de salida proporcionales a la intensidad de las entradas. Las señales de entrada de muy diversos tipos y convertidas en la mayoría de los casos en magnitudes eléctricas (ejemplo, variaciones de presión y variaciones de resistencia eléctrica ) corresponden a variaciones de temperatura, de deformación muscular en los esfuerzos, de presión venosa o arterial, etc.

Los sensores pueden ser electrodos directos capaces de captar las señales procedentes de actividades celulares, o pueden consistir en detectores de concentraciones de sustancias químicas.

Los estimuladores artificiales son utilizados para activar ciertos órganos o funciones que, aun estando sanos no funcionan como es debido a causa de lesiones del sistema nervioso central; según Claude Ville: «Una función extremadamente delicada, es la que se lleva a cabo para estimular el músculo cardíaco a través de un aparato marca pasos, que permite regular los latidos cardíacos al proporcionar desde el exterior impulsos de corriente y que resulta vital en algunos casos de arritmias cardíacas».

El marca pasos consta de una batería, un generador y un modulador de impulsos eléctricos y un electrodo que transmite los impulsos al tejido cardíaco. Existen muy diversos tipos de marca pasos (en la actualidad se cuenta con más de 200 tipos diferentes) Los impulsos eléctricos generados por el aparato pueden ser se frecuencia fija, es decir producidos a una frecuencia predeterminada, sin ninguna relación con la actividad del corazón, pero en la actualidad se emplean más los marcapasos a demanda, o sea, mediante impulsos desencadenados cuando el propio aparato reconoce un fallo en el ritmo cardíaco normal.

• Bordoli, Pablo (1995). Manual para el análisis de los movimientos. Centro Editor Argentino.*Cowin, Stephen C., ed. (2008). Bone mechanics handbook (2nd edición). New York: Informa Healthcare. ISBN 978-0-8493-9117-0.
• Fischer-Cripps, Anthony C. (2007). Introduction to contact mechanics (2nd edición). New York: Springer. ISBN 978-0-387-68187-0.
• Fung, Y.-C. (1993). Biomechanics: Mechanical Properties of Living Tissues. New York: Springer-Verlag. ISBN 978-0-387-97947-2.
• Gurtin, Morton E. (1995). An introduction to continuum mechanics (6 edición). San Diego: Acad. Press. ISBN 978-0-12-309750-7.

• Gutiérrez, Gilberto (2005). Principios de anatomía, fisiología e higiene: educación para la salud / Principles of Anatomy, Pyhsiology and Hygiene: Education for Health. Editorial Limusa. pp. 67 y 68.

• Humphrey, Jay D. (2002). Cardiovascular solid mechanics : cells, tissues, and organs. New York: Springer. ISBN 978-0-387-95168-3.
• Mazumdar, Jagan N. (1993). Biofluids mechanics (Reprint 1998. edición). Singapore: World Scientific. ISBN 978-981-02-0927-8.
• Mow, Van C.; Huiskes, Rik, eds. (2005). Basic orthopaedic biomechanics & mechano-biology (3 edición). Philadelphia: Lippincott Williams & Wilkins. p. 2. ISBN 978-0-7817-3933-7.
• Peterson, Donald R.; Bronzino, Joseph D., eds. (2008). Biomechanics : principles and applications (2. rev. edición). Boca Raton: CRC Press. ISBN 978-0-8493-8534-6.
• Temenoff, J.S.; Mikos, A.G. (2008). Biomaterials : the Intersection of biology and materials science (Internat. edición). Upper Saddle River, N.J.: Pearson/Prentice Hall. ISBN 978-0-13-009710-1.
• Totten, George E.; Liang, Hong, eds. (2004). Mechanical tribology : materials, characterization, and applications. New York: Marcel Dekker. ISBN 978-0-8247-4873-9.
• Waite, Lee; Fine, Jerry (2007). Applied biofluid mechanics. New York: McGraw-Hill. ISBN 978-0-07-147217-3.
• Young, Donald F.; Bruce R. Munson; Theodore H. Okiishi (2004). A brief introduction to fluid mechanics (3rd edición). Hoboken, N.J.: Wiley. ISBN 978-0-471-45757-2.

• Wikimedia Commons alberga una categoría multimedia sobre Biomecánica.
• Wikcionario tiene definiciones y otra información sobre biomecánica.
• Biomecánica Universidad de Los Andes Venezuela (ULA) (enlace roto disponible en Internet Archive; véase el historial, la primera versión y la última).
• Biomecánica Deportiva
• Biomecánica Clínica
• Instituto de Biomecánica de Valencia (IBV)
• Página de Edgar Lopategui
• Sociedad Internacional de Biomecánica (ISB)
• CIATEC, Centro de Investigación y Desarrollo en Calzado
• Artículo de carácter divulgativo sobre los fundamentos físicos del caminar humano