Capítulo II: BASES TEÓRICAS

Anuncio
Capítulo II: BASES TEÓRICAS
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Capítulo II: BASES TEÓRICAS
II.1. BIOMATERIALES
II.1.1.
Definición de biomaterial y biocompatibilidad
La definición de Biomaterial ha sido muy laboriosa y difícil. Tanto es así que no
es hasta Marzo de 1986 en una conferencia celebrada en Chester (Reino Unido) y
convocada por las diferentes Sociedades Internacionales de Biomateriales, para
encontrar por consenso unas definiciones comunes, entre las que se aprobó la de
Biomaterial: “Un material no vivo utilizado en un aparato médico y concebido para
interaccionar con sistemas biológicos”. La segunda conferencia de consenso sobre
definiciones en el campo de los biomateriales celebrada en Chester (Reino Unido) en
1991, consensuó una definición de biomaterial más amplia y ajustada: "Un material
25
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
diseñado para actuar interfacialmente con sistemas biológicos con el fin de
evaluar, tratar, aumentar o reemplazar algún tejido, órgano o función del
cuerpo". La implantación de un biomaterial lleva consigo una lesión en los tejidos
vivos, reaccionando éstos frente a la lesión, siendo su primera reacción una inflamación,
a la que seguirá un proceso reparador y finalmente la cicatrización de la incisión [45].
Existen varios tipos de biomateriales dependiendo de su naturaleza:
1. de naturaleza polimérica, donde podemos destacar el Teflón, Nylon, Dacrón,
Siliconas
a. Tienen la ventaja de ser elásticos, baja densidad y fáciles de fabricar.
b. Su desventaja es la baja resistencia mecánica y su degradación con el
tiempo.
2. de naturaleza cerámica, como el óxido de aluminio, aluminatos de calcio,
óxidos de titanio y algunos carbonos.
a. Sus ventajas son la buena biocompatibilidad, resistencia a la
corrosión e inercia química.
b. Como desventaja presentan problemas ante esfuerzos de alto
impacto, son inelásticos, poseen alta densidad (algunos) y son de
difícil producción.
3. de naturaleza metálica, entre ellos podemos destacar los aceros 316, 316 LS
y de bajo contenido de carbono, aleaciones de titanio.
a. Sus principales ventajas son la resistencia al impacto y al desgaste.
b. Su mayor desventaja es la baja biocompatibilidad, factibles de ser
corroídos en medios fisiológicos, alta densidad, y dificultad para
lograr la conexión con tejidos conectivos suaves.
4. Los nuevos materiales como los nanocomposites, las cerámicas metalcarbono o metal-nitrógeno, y las alecciones intermetálicas complejas
resultan la mayor promesa en cuanto a biocompatibilidad se refiere.
26
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
a. Poseen todas las ventajas de los anteriores materiales
b. Como es de esperar, su mayor desventaja es la dificultad y costo de
síntesis.
Los principales usos del los biomateriales son los siguientes (Figura II.1-1):
•
Lentes intraoculares (más de 2,5 mill./año) (PMMA, Silicona)
•
Prótesis de cadera y rodilla (más de 300.000/año) (Titanio, Acero, PE)
•
Injertos vasculares (más de 100.000/año) (Teflón, Dacron)
•
Válvulas cardíacas (más de 80.000/año) (Carbono)
•
Dispositivos percutáneos (más de 25.000/año) (Titanio, Silicona)
•
Electrodos estimuladores (más de 25.000/año) (Platino, Iridio)
•
Catéteres (millones/año) (Silicona, PVC, PEU, Teflón)
•
Chips de diagnóstico DNA (miles/año) (Silicona, Silano)
•
Superficies de cultivos celulares (billones/año) (PS, PET)
27
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente
gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
mecánic
Figura II.1-1.
II.1
Ejemplos de prótesis en el cuerpo humano
La característica más importante de un biomaterial
biomaterial es la biocompatibilidad con
el medio en el que se va a injertar. Biocompatibilidad
Biocompatibilidad se podría interpretar como la
aceptabilidad biológica y el estudio de la interacción
interacción de los biomateriales con los
tejidos susceptibles de estar en contacto con ellos.
ellos. Este término quedó, en la
conferencia de Chester, sin una definición clara ya que la biocompatibilidad no es una
propiedad intrínseca de un material, es decir un biomaterial
biomaterial no es en cualquier
condición biocompatible [45].
[45] Se acepta como la mejor definición “capacidad
capacidad de un
material de ser utilizado con una respuesta apropiada
apropiada del tejido receptor en una
aplicación específica”.. Esta definición queda adecuadamente complementada
complem
con la
norma ISO10993-1 [46] en la cual se presentan las pautas para la evaluación
evaluaci sistemática
in vivo de un material del cual se quiere saber su biocompatibilidad.
biocompatibilidad. La evaluación de la
“reacción a cuerpo extraño” del tejido receptor después
después de un mes de implantación es
considerada
derada como una manera práctica de estimar la biocompatibilidad
biocompatibilidad de un material,
especialmente útil a nivel clínico [47].
Esta característica va a estar estrechamente relacionada
relacionada con el medio fisiológico
en que el que va a implantar
plantar y sus características. El medio fisiológico del cuerpo
humano es altamente agresivo debido a la alta actividad
actividad química que se produce en él
y al amplio rango de solicitaciones mecánicas que se
se le exigen. Las condiciones de este
28
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
medio son invariantes, encontrándonos unas composiciones de sustancias químicas y
condiciones físicas constantes. Las interacciones entre el biomaterial y el medio se van
a producir a niveles físico-químicos, moleculares y celulares, siendo el primero de ellos
el más desfavorable.
La bicompatibilidad implica dos conceptos:
Bioseguridad: Exclusión de efectos nocivos del biomaterial sobre el
organismo. Un biomaterial nunca debe causar una inflamación crónica de la
zona afectada, ni una infección de los tejidos colindantes. Tampoco debe
de ser tóxico ni en su forma primaria ni en sus productos de degradación.
No pueden ser alergénicos ni cancerígenos y no deben afectar al sistema
inmunológico de cuerpo.
Biofuncionalidad: Para entender la biofuncionalidad considérese un
biomaterial con que se hará una caja pequeña que se insertará en el
organismo. Si la caja tiene los bordes y las esquinas redondeados y está bien
pulida su superficie no causará problemas, pero en cambio si la caja tiene
bordes y esquinas afilados y si además no está pulida o presenta agujas en
su superficie, causará mucho daño en el cuerpo implantado, el cuál
presentará reacciones de rechazo al implante aunque éste sea de un
material biocompatible; esto se debe a que el diseño del implante no es
biofuncional. Una prótesis hecha con un material biocompatible y con un
diseño biofuncional no es garantía de que le vaya a servir a cualquier
paciente, ya que las prótesis deben adecuarse a las medidas y necesidades
de cada paciente. Un ejemplo de ello es que cuando un médico ortopedista
hace una cirugía para colocar una cabeza de fémur, entra en el quirófano
con un conjunto de prótesis y elige la más adecuada al paciente. [48].
Existen tres tipos de biomateriales o biomateriales de tres generaciones:
Biomateriales de Primera Generación o Bioinertes: Son materiales en los que se
busca que tengan una propiedades físicas que se adapten de la mejor manera
posible a las de los tejidos a reemplazar, ya sea hueso o cualquier otro tejido
reemplazable, no reaccionando o haciéndolo mínimamente con los tejidos
circundantes a la prótesis. En resumen lo que se busca es que sean
biomateriales inertes [49]. Para estudiar si un biomaterial es inerte se le hacen
ensayos de biocompatibilidad ya que un material inerte con un tejido no tiene
porque serlo con otro tejido diferente[50].
29
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Biomateriales de Segunda Generación: Hay dos tipos:
o
Bioactivos: Se buscan materiales que induzcan una reacción controlada
por parte del tejido vivo [49]. Un material bioactivo es aquel que
proporciona una respuesta biológica específica en la interfase del
material, que resulta en la unión entre el material y los tejidos. Todo
material bioactivo forma una unión interfacial con tejidos adyacentes
[51]. Un ejemplo de materiales bioactivos es la hidroxiapatita con los
vidrios bioactivos de silicio. Son también biomateriales de segunda
generación aquellos que son bioabsorbibles o biodegradables, como
pueden ser los polímeros biodegradables [49].
o
Absorbibles: están diseñados para estimular respuestas celulares
específicas a nivel molecular con el objetivo de ayudar al cuerpo
humano para que se cure a sí mismo [50]. Los materiales diseñados en
esta generación, buscan interactuar con el tejido de forma específica,
mediante estímulos a nivel celular y molecular, y combinan las
propiedades de bioabsorbabilidad y bioactividad dentro del mismo
material [49]. Estos biomateriales se acercan a las condiciones ideales
propuestas para la elaboración de andamios tridimensionales para
ingeniería de tejidos y para sistemas de regeneración ósea en general
[52].
Biomateriales de Tercera Generación: Tienen el objetivo de estimular respuestas celulares
específicas a nivel molecular. En la Tabla II.1-1 se muestran las propiedades y algunas
aplicaciones de los materiales mencionados anteriormente, y en la
Tabla II.1-2 se exponen las propiedades mecánicas de los principales
biomateriales que se utilizan en las prótesis del cuerpo humano.
30
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Tabla II.1-1. Propiedades y aplicaciones de los biomateriales
/KDdZ/>
ĐĞƌŽƐŝŶŽdžŝĚĂďůĞƐ͕
ĂůĞĂĐŝŽŶĞƐĚĞdŝƚĂŶŝŽ;dŝͿ͕
ĚĞĐŽďĂůƚŽ;ŽͿ͕EŝƚŝŶŽů
DĞƚĂůĞƐLJ
ĂůĞĂĐŝŽŶĞƐ
ŽďƌĞ;ƵͿ
ŵĂůŐĂŵĂƐLJĂůĞĂĐŝŽŶĞƐ
ĚĞŶƚĂůĞƐ
ƐƉŝƌĂůĞƐǀĂƐĐƵůĂƌĞƐ
ĞůĄƐƚŝĐĂƐ;ƐƚĞŶƚƐͿ
WZKW/^
W>//KE^
ůƚĂĚĞŶƐŝĚĂĚ͕ƌĞƐŝƐƚĞŶĐŝĂ
ŵĞĐĄŶŝĐĂĂůĚĞƐŐĂƐƚĞ͕ŝŵƉĂĐƚŽ͕
ƚĞŶƐŝſŶLJĐŽŵƉƌĞƐŝſŶ͕ďĂũĂ
ďŝŽĐŽŵƉĂƚŝďŝůŝĚĂĚ͕ƌĞƐŝƐƚĞŶĐŝĂĂůĂ
ĐŽƌƌŽƐŝſŶ
/ŵƉůĂŶƚĞƐLJĨŝũĂĐŝŽŶĞƐ
ŽƌƚŽƉĠĚŝĐĂƐĐŽŶƚŽƌŶŝůůŽƐ͕
ƉůĂĐĂƐ͕ĂůĂŵďƌĞƐ͕ǀĂƌŝůůĂƐ͕
ĐůĂǀŽƐ͕ŝŵƉůĂŶƚĞƐĚĞŶƚĂůĞƐ
^ĞĐŽƌƌŽĞĞŶĞůƷƚĞƌŽ
ŝŽĐŽŵƉĂƚŝďůĞƐĐŽŶƐĂůŝǀĂ
ŝŽĐŽŵƉĂƚŝďůĞƐĐŽŶƐĂŶŐƌĞ
ŝƐƉŽƐŝƚŝǀŽƐĂŶƚŝĐŽŶĐĞƉƚŝǀŽƐ
/ŵƉůĂŶƚĞƐĚĞŶƚĂůĞƐLJ
ƌĞƉĂƌĂĐŝŽŶĞƐ
ZĞƉĂƌĂĐŝſŶĚĞǀĞŶĂƐLJĂƌƚĞƌŝĂƐ
'ŽŵĂƐŝŶƚĠƚŝĐĂ͕
ƉŽůŝĞƚŝůĞŶŽ͕ƉŽůŝƉƌŽƉŝůĞŶŽ͕
ĂĐƌşůŝĐŽƐ͕ƚĞĨůſŶ
ĂũĂĚĞŶƐŝĚĂĚLJƌĞƐŝƐƚĞŶĐŝĂ
ŵĞĐĄŶŝĐĂ͕ĨĂĐŝůŝĚĂĚĚĞ
ĨĂďƌŝĐĂĐŝſŶ͕ĨŽƌŵĂĐŝſŶĚĞ
ďŝŽƉĞůşĐƵůĂƐ
^ƵƚƵƌĂƐ͕ƐƵƐƚŝƚƵĐŝſŶĚĞĂƌƚĞƌŝĂƐ
LJǀĞŶĂƐ͕ƌĞƐƚĂƵƌĂĐŝſŶ
ŵĄdžŝůŽĨĂĐŝĂů͗ŶĂƌŝnj͕ŽƌĞũĂ͕
ŵĂŶĚşďƵůĂ͕ĚŝĞŶƚĞƐ͖ƚĞŶĚſŶ
ĂƌƚŝĨŝĐŝĂů͘ŝƌƵŐşĂƉůĄƐƚŝĐĂ
ĞƐƚĠƚŝĐĂ
ĂĐƌŽŶ͕ELJůŽŶ;ƉŽůŝĠƐƚĞƌͿ
,ŝůŽƐĚĞƐƵƚƵƌĂƐ
ĞƌĄŵŝĐŽƐ
MdžŝĚŽƐŵĞƚĄůŝĐŽƐ͕ĂůƷŵŝŶĂ
;ůϮKϯͿ͕njŝƌĐŽŶŝĂ;ƌKϮͿ͕
ƚŝƚĂŶŝĂ;dŝKϮͿ͕ĨŝďƌĂĚĞ
ĐĂƌďŽŶŽ͕ĂƉĂƚŝƚĂĂƌƚŝĨŝĐŝĂů͘
ZĞĐƵďƌŝŵŝĞŶƚŽƐ
ƵĞŶĂďŝŽĐŽŵƉĂƚŝďŝůŝĚĂĚ͕
ƌĞƐŝƐƚĞŶĐŝĂĂůĂĐŽƌƌŽƐŝſŶ͕ŝŶĞƌƚĞƐ͕
ĂůƚĂƌĞƐŝƐƚĞŶĐŝĂĂůĂĐŽŵƉƌĞƐŝſŶ͕
ĂůƚĂĚĞŶƐŝĚĂĚLJĚƵƌĞnjĂ͕ĚŝĨŝĐƵůƚĂĚ
ĚĞŵĞĐĂŶŝnjĂĚŽLJĨĂďƌŝĐĂĐŝſŶ
WƌſƚĞƐŝƐĚĞĐĂĚĞƌĂƐ͕ĚŝĞŶƚĞƐ
ĐĞƌĄŵŝĐŽƐ͕ĐĞŵĞŶƚŽƐ
ŽŵƉƵĞƐƚŽƐ
DĞƚĂůĐƵďŝĞƌƚŽĐŽŶ
ĐĞƌĄŵŝĐĂ͗dŝĐŽŶ
ŚŝĚƌŽdžŝĂƉĂƚŝƚĂƉŽƌŽƐĂ͘
DĂƚĞƌŝĂůĐƵďŝĞƌƚŽĐŽŶ
ĐĂƌďſŶŽĚŝĂŵĂŶƚĞ
ƵĞŶĂĐŽŵƉĂƚŝďŝůŝĚĂĚ͕ŝŶĞƌƚĞƐ͕
ĂůƚĂƌĞƐŝƐƚĞŶĐŝĂĂůĂĐŽƌƌŽƐŝſŶLJĂ
ůĂƚĞŶƐŝſŶ͘&ĂůƚĂĚĞĐŽŶƐŝƐƚĞŶĐŝĂ
ĞŶůĂĨĂďƌŝĐĂĐŝſŶĚĞůŵĂƚĞƌŝĂů
/ŵƉůĂŶƚĞƐŽƌƚŽƉĠĚŝĐŽƐ
ƌĞĨŽƌnjĂĚŽƐĐŽŶĨŝďƌĂƐĚĞ
ĐĂƌďŽŶŽ͕ǀĄůǀƵůĂĂƌƚŝĨŝĐŝĂů
ĐĂƌĚşĂĐĂ͕ƌĞƐƚĂƵƌĂĐŝſŶĚĞ
ĂƌƚŝĐƵůĂĐŝŽŶĞƐ
WůĄƐƚŝĐŽƐ
;WŽůşŵĞƌŽƐͿ
31
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Tabla II.1-2. Propiedades mecánicas de los biomateriales comúnmente más utilizados [54].
DĂƚĞƌŝĂů
ĞŶƐŝĚĂĚ
;ŐͬĐŵϯͿ
ZĞƐŝƐƚĞŶĐŝĂĂ
ĐŽŵƉƌĞƐŝſŶ;DWĂͿ
DſĚƵůŽ
ĞůĄƐƚŝĐŽ;'WĂͿ
dĞŶĂĐŝĚĂĚ
;DWĂͼŵΔϭͬϮͿ
,ƵĞƐŽŶĂƚƵƌĂů
ϭ͘ϴͲϮ͘ϭ
ϭϯϬͲϭϴϬ
ϯͲϮϬ
ϯͲϲ
dŝLJĂůĞĂĐŝŽŶĞƐ
ϰ͘ϰͲϰ͘ϱ
ϱϵϬͲϭϭϭϳ
ϱϱͲϭϭϳ
ϱϱͲϭϭϱ
ůĞĂĐŝŽŶĞƐĚĞŽͲƌͲ
DŽ
ϴ͘ϯͲϵ͘Ϯ
ϰϱϬͲϭϴϵϲ
ϮϬϬͲϮϱϯ
ϭϬϬ
ĐĞƌŽŝŶŽdžŝĚĂďůĞ
ϳ͘ϵͲϴϭ
ϭϳϬͲϯϭϬ
ϭϴϵͲϮϬϱ
ϱϬͲϮϬϬ
DĂŐŶĞƐŝŽ
ϯ͘ϭ
ϲϱͲϭϬϬ
ϰϭͲϰϱ
ϭϱͲϰϬ
WŽůŝĞƚŝůĞŶŽĚĞĂůƚĂ
ĚĞŶƐŝĚĂĚ;,WͿ
Ϭ͘ϵϰͲϬ͘ϵϲ
Ϯϱ
ϭͲϮ
Ͳ
WŽůŝĞƚŝůĞŶŽĚĞƉĞƐŽ
ŵŽůĞĐƵůĂƌƵůƚƌĂĂůƚŽ
;h,DtWͿ
Ϭ͘ϰϭͲϬ͘ϰϵ
Ϯϴ
ϭ
ϮϬ
WŽůŝƚĞƚƌĂĨůƵŽƌŽĞƚŝůĞŶŽ
;Wd&Ϳ
Ϯ͘ϭͲϮ͘ϯ
ϭϭ͘ϳ
Ϭ͘ϰ
Ͳ
WŽůŝŵĞƚŝůŵĞƚĂĐƌŝůĂƚŽ
;WDDͿ
ϭ͘ϭϲ
ϭϰϰ
ϰ͘ϱ
ϭ͘ϱ
ŝƌĐŽŶŝĂ
ϲ͘ϭ
ϮϬϬϬ
ϮϮϬ
ϵ
;DEͬŵΔϯͬϮͿ
ůƷŵŝŶĂ
ϯ͘ϵϴ
ϰϬϬϬͲϱϬϬϬ
ϯϴϬͲϰϮϬ
ϯͲϱ
ŝŽŐůĂƐƐ
Ϯ͘ϳ
ϭϬϬϬ
ϳϱ
Ͳ
,ŝĚƌŽdžŝĂƉĂƚŝƚĂ
ϯ͘ϭ
ϲϬϬ
ϳϯͲϭϭϳ
Ϭ͘ϳ
ĞƌĄŵŝĐĂtŐůĂƐƐ
Ͳ
ϭϬϴϬ
ϭϭϴ
ϭ͘ϵͲϮ
32
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
II.2. BIOMATERIALES PARA EL REEMPLAZO DEL HUESO
Durante la vida de un ser humano se produce una degradación de los tejidos de su
organismo, siendo de relación directa con el envejecimiento o no, produciéndose una
pérdida en las propiedades en los tejidos, relacionadas a traumas y enfermedades, lo
que hace necesario reparar o reemplazar dichos tejidos con materiales biomédicos. En
el caso que nos aborda, el del tejido óseo, a partir de los 30 años de edad se produce
una disminución en la densidad, que puede traducirse en una reducción de la
resistencia mecánica de hasta un 40%, que como se puede ver en la Figura I.1-1, puede
ser aún mayor en el caso de las mujeres. El efecto de la reducción de la densidad ósea
en la propiedades mecánicas puede verse acentuado por la degradación debida a
tensiones cíclicas y al desgaste superficial en las articulaciones [53].
En la segunda mitad del siglo XX, ha aumentado la esperanza de vida ha
aumentado considerablemente (Figura I.1-2). Esto es debido, entre otras cosas, a una
mayor utilización de los biomateriales en la medicina, fruto del trabajo interdisciplinario
de médicos, biólogos, ingenieros, etc. Se puede observar la importancia de uso de los
biomateriales en la medicina estudiando las estadísticas de procedimientos quirúrgicos
(Tabla II.2-1) y del mercado de los biomateriales en Estados Unidos. Existen varios
factores que han contribuido al incremento de las estadísticas [53]:
Limitada disponibilidad, inmuno-rechazo y otros aspectos relacionados con los
trasplantes que han hecho que las necesidades sean suplidas en muchos casos
por implantes (aprox. 5 millones por año en el mundo).
La población mayos de 50 años está creciendo rápidamente debido
fundamentalmente a la mayor expectativa de vida y al crecimiento de la
población mundial.
En el caso del hueso, el progresivo deterioro de la calidad del tejido conectivo
con la edad, especialmente a partir de los 30 años.
Aumento de la fiabilidad de implantes y prótesis, corroborada por cirujanos y
pacientes.
Mejora de habilidades quirúrgicas, equipos e instalaciones hospitalarias para
llevar a cabo las cirugías y tratamientos relacionados.
33
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Avances en la prestaciones de los materiales utilizados para los implantes y sus
diseños.
Normas internacionales y regulaciones gubernamentales que aumentan la
fiabilidad de los implantes y prótesis.
Tabla II.2-1. Estadística sobre la cantidad de aparatos biomédicos consumidos en E.E.U.U. en al
año 1997 según el national Institutes of Health (NIH) [55].
Lo realmente interesante en el estudio del reemplazo de huesos por
biomateriales es que éste cumpla las mismas funciones que desarrollaba el hueso
primitivo, es decir, que el resto de tejidos que estarán alrededor de la prótesis no se
vean afectados. Para ello lo más importante, dado que el tejido al que no estamos
refiriendo es el óseo, es que las propiedades mecánicas sean lo más parecidas a las del
hueso. El módulo de Young de hueso es de 15 – 20 GPa, la resistencia a la tensión se
encuentra entre los 80-150 Mpa, y la resistencia a la compresión entre los 90-280 Mpa,
debido principalmente al carácter anisotrópico del hueso [56]. Cabe destacar que las
propiedades mecánicas mencionadas son de hueso cortical o compacto, que es la capa
exterior del hueso,
y cambian drásticamente en el caso del hueso trabecular o
esponjoso, que es la capa interna del hueso, que tiene una elasticidad entre 0.010 y 2
GPa y una resistencia a compresión, lineal y fuertemente correlacionada con la
elasticidad, que está en el rango de 0.1 a 30 MPa [53].
34
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Tabla II.2-2. Estadística sobre el mercado de los biomateriales y de la salud en general en
E.E.U.U. [53].
Por tanto el material candidato para el reemplazo de hueso debe ser resistente
a la corrosión en el ambiente fisiológico, biocompatible, bioadherente (crecimiento del
hueso en contacto), biofuncional (propiedades mecánicas adecuadas, especialmente
resistencia a fatiga y módulo de Young cercano al hueso), conformable y disponible. De
estas exigencias, es sin duda la biocompatiblidad, la condición fundamental que debe
cumplir el material, que como se ha indicado anteriormente, no debe ser considerada
una propiedad intrínseca del material, sino el resultado de la interacción de
propiedades intrínsecas con el tejido receptor y su entorno biológico. Es indispensable
entonces que esta interacción sea positiva o por lo menos que no sea nociva para el
tejido circundante y por tanto, para el resto del organismo, permitiendo de esta
manera que el material sea biocompatible.
35
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
II.3. CLASIFICACIÓN SEGÚN LA RESPUESTA DEL HUESO.
La evaluación de un material para ser usado en implantes o prótesis pasa
necesariamente por el análisis del tipo de reacción que induce en la intercara
biomaterial-tejido, la cuál a su vez, determina el mecanismo de adhesión al tejido. Es
ampliamente aceptado que ningún material probado hasta ahora en un tejido vivo
puede considerarse totalmente inerte ya que se ha demostrado que todos generan una
respuesta en dicho tejido [53].
El método más conveniente para evaluar la respuesta del hueso se considera la
osteogénesis. El concepto de osteogénesis es la formación de hueso por crecimiento o
por reparación debido a la actividad de los osteoblastos, células especiales propias del
tejido óseo cuya función consiste en la producción de las sustancias que componen el
hueso. A partir del análisis de los patrones de osteogénesis, los biomateriales de
dividen en tres clases:
-Osteogénesis intervenida: Está asociada a los materiales biotolerantes
(Acero inoxidable, Vitallium, PMMA).
-Osteogénesis por contacto: propia de los materiales bioinertes (Titano y
sus aleaciones, carbono, alúmina, circona, óxido de titanio, nitruro de titanio y de
silicio).
-Osteogénesis por enlace: relacionada con los materiales bioactivos
(vidrios y vitrocerámicos bioactivos, hidroxiapatita).
Los materiales no tóxicos y biodegradables no están incluidos en la clasificación
según la osteogénesis (57).
En general, el proceso biológico de incorporación reduce inicialmente la
resistencia mecánica de la unión biomaterial-hueso. Si el acoplamiento de reabsorción
y osteogénesis es adecuado en ritmo e intensidad, la remodelación adaptativa que se
produce tiende a normalizar posteriormente la estructura que, siguiendo la ley de
Wolff, es capaz de responder efectivamente a las necesidades mecánicas.
36
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
II.3.1.
Biomateriales biotolerantes
Los biomateriales biotolerantes se caracterizan por que al estar en contacto,
durante un tiempo indefinido, con los tejidos, dan lugar a la aparición de una fina
membrana anhista alrededor del material implantado, esto sucede sobre todo con
algunos metales o aleaciones, que son lo que fundamentalmente se emplean para una
producción de sistemas de osteosíntesis o prótesis articulares, como puedan ser las
aleaciones de Cr-Co-Mb o las de Fe-Cr-Ni. El tejido óseo penetra en los intersticios de
las bolitas metálicas que cubren la superficie de una prótesis, pero no llega a contactar
el hueso con el metal debido a la membrana anhista que los separa. El efecto físico es
eficaz para la fijación de una prótesis pero no existe crecimiento tisular intrametálico
[53].
El acero inoxidable es sin duda el más representativo de los biomateriales
biotolerantes para el reemplazo del hueso, siendo también el primer material utilizado
con relativo éxito para este propósito. De la misma forma se comportan las cerámicas
duras, como pueden ser la Alúmina o la cerámica de Zirconio, que se emplea sobre
todo para la fabricación de superficies de deslizamiento o pares de fricción. También, a
la categoría de biotolerantes pertenece a gran familia de los plásticos, representados
en la cirugía ortopédica como UHMWPE (Ultra High Molecular Weight Poli Etilen) muy
empleado
en
las
superficies
de
fricción
de
las
prótesis
articulares.
El
polimetilmetacrilato (PMMA, cemento óseo) utilizado para la fijación de prótesis de
cadera, es considerado también biotolerante. Esto se debe a que existe siempre la
posibilidad de la formación de la cápsula de tejido anhista fibroso en varias regiones de
la intercara PMMA-hueso debido a factores como la toxicidad del monómero libre
metilmetacrilato, que provoca necrosis del hueso por las altas temperaturas de
polimerización o desvascularización durante la preparación del canal en el hueso [53].
II.3.2.
Biomateriales Bioinertes
Ningún material de los utilizados hasta ahora puede considerarse como inerte,
ya que todos inducen respuesta en el tejido vivo. En los biomateriales bioinertes los
tejidos, en nuestro caso tejido óseo, se comporta igual que el anterior en lo que se
refiere a crecimiento dentro de la estructura porosa, en este caso representado por
capas de esférulas metálicas, pero además el contacto del hueso con el metal es
directo, no existe nada que los separe como ocurría con los biotolerantes. Como
consecuencia, la adhesión del implante es exclusivamente mecánica produciéndose la
denominada “fijación biológica”. El espesor de la cápsula fibrosa puede variar
dependiendo del material y la extensión del movimiento relativo. Desde el punto de
vista del patrón de la osteogénesis, los biomateriales bioinertes permiten una
37
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
osteogénesis por contacto, en la cual el hueso crece de manera ordenada en contacto
directo con el implante, generalmente con un mínimo espesor de capa de tejido
fibroso. Esto es equivalente al concepto de osteointegración utilizado por primera vez
por Brånemark para describir el comportamiento de implantes dentales de titanio en
contacto con el hueso: aposición íntima del hueso con respecto al implante de titanio sin
tejido intermedio. Esta definición de osteointegración supone la no presencia de tejido
fibroso, al observar la intercara implante-hueso al microscopio óptico con una
resolución de 0.5 µm. Sin embargo, numerosos trabajos posteriores al trabajo de
Brånemark, con instrumentos de mayor resolución, han corroborado la existencia de
una delgada capa de tejido fibroso, modificando la concepción que inicialmente se
tenía de a osteointegración [53].
II.3.3.
Biomateriales reabsorbibles
Los biomateriales reabsorbibles están diseñados para degradarse gradualmente
con el tiempo y, por tanto, para ser reemplazados por el tejido receptor. A pesar de que
este es el concepto ideal para el reemplazo de cualquier tejido, el desarrollo de
biocerámicos
reabsorbibles
funcionalmente
óptimos
presenta
una
serie
de
complicaciones asociadas fundamentalmente a la dificultad para ajustar las velocidades
de reabsorción con las de sustitución por tejido nuevo y al mantenimiento de la
resistencia y de la estabilidad interfacial durante el periodo de degradación. Casi todos
los biocerámicos reabsorbibles son variaciones de fosfato de calcio y su carácter
biodegradable radica en su similitud con la fase mineral del hueso que consiste
básicamente en iones calcio y fosfato, con trazas de magnesio, carbonato, hidroxilo,
cloruro, fluoruro y citrato [53].
II.4. EL HUESO
Normalmente se piensa en los huesos como una parte inerte del cuerpo, el cual
no cambia una vez se ha alcanzado su tamaño adulto. En realidad el hueso es un tejido
vivo que, al igual que los demás tejidos del cuerpo, debe alimentarse para estar en
buenas condiciones. De esta parte se encargan los osteocitos (células óseas distribuidas
en el tejido óseo).
El hueso es un tejido vivo que cambia en el tiempo. Al proceso continuo de
destruir el tejido viejo y crear el nuevo se le llama remodelación. En este proceso los
osteoclastos son las células encargadas de destruir el tejido viejo, y los osteoblastos de
construir el nuevo. La remodelación ósea es muy lenta, de forma que tenemos el
equivalente de un esqueleto nuevo cada siete años aproximadamente.
38
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Mientras el cuerpo es joven y crece, la principal actividad la tienen los
osteoblastos, mientras que después de los cuarenta años los osteoclastos son los más
activos; esto explica por qué las personas menguan a medida que envejecen. Estos
procesos son graduales y lentos, excepto en los primeros años de vida en los que el
crecimiento es muy rápido y después de los ochenta años en los que las personas
decrecen rápidamente. Por lo que la edad del paciente es uno de los factores más
importantes a lo hora de determinar el tipo de prótesis a utilizar, pues de ella
extraemos información de la composición ósea del paciente.
En el cuerpo humano, los huesos tienen seis funciones que cumplir y para las
cuales están diseñados óptimamente [58; 59; 60; 61]:
Soporte
Locomoción
Protección de órganos
Almacén de componentes químicos
Alimentación
Transmisión del sonido
II.4.1.
Composición ósea
La composición del hueso depende de factores como el tipo de hueso, la
localización de la muestra, la edad, el sexo y el tipo de tejido óseo. No obstante, la
composición ósea base se puede observar en la Figura II.4-1. Con respecto al
componente orgánico, en torno al 95% está constituido por colágeno tipo I, el cual es
responsable de la resistencia a la tracción. El componente inorgánico está formado
fundamentalmente por fosfato de calcio en forma de cristales nanométricos (diámetros
de 20 a 70 Å y longitudes de 50 a 100 Å) de hidroxiapatita biológica no
estequiométrica, responsable de la resistencia a la compresión. El agua, es un
componente fundamental del hueso ya que tiene una gran influencia en las
propiedades mecánicas, permitiendo una mayor ductilidad debido a una mayor
facilidad de desplazamiento entre las fibras de colágeno.
39
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente
gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
mecánic
Figura II.4-1.
II.4
Composición ósea base, adaptado de [62].
II.4.2.
Estructura Ósea
Los huesos del esqueleto presentan diferentes formas
formas y tamaños que se
relacionan con su función específica. Respecto a su estructura global, el tejido óseo
está constituido por diferentes fases sólidas y líquidas, que le otorgan la característica
de ser junto a la dentina y el esmalte de los dientes,
dientes, los únicos tejidos duros del
organismo. (Figura II.4-2)
Desde el punto de vista macroscópico el tejido óseo puede ser:
•
Esponjoso (trabecular): conformado por un entramado tridimensional
tridimens
de
tabiques o trabéculas óseas ramificadas que se orientan
orientan de manera paralela a
las
líneas
de
fuerza
y
limitan
un
sistema
laberínti
laberíntico
de
espacios
intercomunicantes, ocupados por médula ósea.
ósea. El hueso esponjoso se
encuentra en el esqueleto axial, en las epífisis y metáfisis de los huesos largos y
en los huesos planos y tiene la capacidad de resistir
resistir fuerzas de comprensión y
tensión.
•
Cortical:l: constituido por una masa sólida y continua cruzada
cruzada por una red de
finos conductos longitudinales, denominados canales de Havers, y transversales,
40
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente
gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
mecánic
conocidos como conductos de Volkmann, que alojan vasos
vasos sanguíneos y fibras
nerviosas. Predomina en el esqueleto apendicular, conformando
conformando la diáfisis de
los huesos que adopta la forma de un cilindro hueco para
para contener la médula
ósea. Sus particulares características lo hacen resistente
resistente a las fuerzas de flexión,
torsión y cizalladura.
Figura II.4-2. Morfología del Hueso [62].
II.4.3.
Propiedades Mecánicas del Hueso
Las propiedades mecánicas del hueso cortical y trabecular
trab
(Tabla
Tabla II.4-1 y Tabla
II.4-2) son distintas ya que éstos presentan una arquitectura diferente. Por otra parte,
también debe considerarse la dirección de aplicación
aplicación del esfuerzo debido a la marcada
anisotropía del tejido óseo.
Tabla II.4-1
1. Propiedades Mecánicas del hueso cortical [62]..
Propiedades
Resistencia (longitudinal)
Tracción
Compresión
78.8-151 MPa 131-224 MPa
Torsión
-
Resistencia (transversal)
51-56 MPa
106-133 MPa
-
Resistencia (cizalladura)
-
-
53.1-70 MPa
Módulo de Young (longitudinal)
17-20 GPa
11-20 GPa
-
Módulo de Young (longitudinal)
6-13 GPa
6-13 GPa
-
Módulo de Cizalladura
-
-
3.3 GPa
41
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Tabla II.4-2 Propiedades Mecánicas del hueso trabecular [62].
Propiedades
Resistencia Mecánica
Tracción Compresión Torsión
8 MPa
Módulo de Young
50 MPa
-
0.0 -0.4 GPa
Los ensayos mecánicos en huesos, se realizan de igual forma que para el resto
de materiales, con la salvedad de la anisotopía en toda su estructura y por tanto resulta
necesario para la obtención de esfuerzos tanto transversales como longitudinales,
realizar los ensayos en distintas zonas y direcciones del hueso (Figura II.4-3).
Como se puede observar las tensiones aplicadas de forma longitudinal, se
comporta mucho mejor frente a esfuerzos de deformación por tracción. Como también
era de esperar, la densidad ósea influye en los esfuerzos absorbidos por el hueso,
siendo de esta forma el hueso cortical más resistente que el hueso trabecular (Figura
II.4-4).
II.4.4.
Dinámica del hueso
El modelado óseo es un proceso de reabsorción y formación continua de tejido
óseo, que modifica la estructura y morfología de los huesos durante el crecimiento y
desarrollo.
Por el enunciado general de la ley de Wolff (1892), los elementos funcionales
del hueso se ordenan en la dirección de la presión funcional y aumenta o disminuye su
masa según las variaciones de intensidad de la presión.
Las estructuras óseas se orientan y adquieren la masa que mejor soporta las
tensiones externas (Figura II.4-6)
42
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente
gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
mecánic
Figura II.4-3. Ensayo real sobre una prótesis y esquema de la influencia
influencia de la dirección de la
aplicación de la carga en las curvas esfuerzo deformación [62].
[62]
Con número atómico 22 y una masa atómica de 47,867 uma se considera uno
de los elementos con mejores propiedades de los utilizados
utilizados industrialmente en
aplicaciones técnicas, quedando su uso limitado por el alto coste de obtención del
mismo. Y aunque el titanio no es una sustancia rara actualmente, ya que se considera
co
el
noveno elemento, y el cuarto de entre los metales más
más abundantes existentes en el
planeta, superado únicamente por el aluminio, el hierro,
hierro, y el magnesio, no se encuentra
como sustancia pura, lo que implica la realización de diversos procesos de obtención
del metal puro que son bastante caros.
43
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Figura II.4-4. Curva tensión-deformación para distintas densidades óseas
Así mismo, los huesos de ancianos, son más débiles, debido a la disminución de
su densidad ósea y por tanto resisten menos a los esfuerzos (Figura II.4-5).
Figura II.4-5. Influencia de la edad del hueso en el comportamiento mecánico del mismo [62].
44
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente
gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
mecánic
Figura II.4-6.
II.4
Configuración de cargas en el hueso [62].
En el diseño de estructuras huecas en ingeniería, se
se realizan a partir de las líneas
de presión estática, en el que la mínima cantidad de
de material y mínimo peso,
manteniendo la máxima resistencia.
En el caso de los
los huesos, estos se orientan
siguiendo el mismo
ismo principio, trabéculas que siguen la misma dirección
dirección de las líneas de
presión (Figura II.4-7).
Figura II.4-7. Semejanzas del hueso
hue con estructuras ingenieriles [62].
45
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente
gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
mecánic
II.5. EL TITANIO C.P. Y SUS ALEACIONES
El Titanio es un elemento metálico, concretamente un
un metal de transición que
se sitúa en el lugar que se
e muestra en la tabla periódica
peri
(Figura II.5-1).
Figura II.5-1: Situación del elemento Titanio (Ti) en la tabla periódica
periódica de los elementos
46
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente
gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
mecánic
Figura II.5-2: Martin Heinrich Klaproth
El titanio fue descubierto por un clérigo, químico, y mineralista británico
llamado William Gregor (Figura
Figura II.5-2),, en el año 1791, quien descubrió una sustancia
en el río Helford, que tenía un aspecto de “arena negra”,
negra”, y presentaba propiedades
magnéticas. Hoy conocemos este material como “ilmenita”.
“ilmenita”. De ésta obtuvo el óxido de
un “nuevo metal”. Fue Martin Heinrich Klaproth
Kla
quien tres años máss tarde, y en una
investigación sistemática de elementos, descubrió el
el mismo elemento en el rutilo y fue
él mismo quien le puso el nombre de Titanio (de “Titanes”,
“Titanes”, hijos de la tierra que
intentaron conquistar el cielo, y vivían en cautividad
cautividad al perder la batalla por el mismo,
de ahí su nombre, al encontrarse siempre cautivo en forma de óxido).
En 1910, Matthew Albert Hunter, buscando metales para
pa
filamentos de
lámparas, fue capaz de aislar el metal calentando tetracloruro
tetracloruro de titan
titanio (TiCl4) con
sodio. Finalmente fue el luxemburgués Wilhelm Justin
Justin Kroll es reconocido
internacionalmente como el padre de la industria del
del titanio, pues aún hoy se utiliza el
método ideado por él de obtención de titanio a partir
part de sus óxidos
idos con un alto grado
de pureza [63; 64].
La
a dificultad para obtener titanio puro provoca el inconveniente
inconveniente del alto precio en
el mercado, que a su vez se ve afectado por fluctuaciones
fluctuaciones debido a que la industria que
más titanio consume es la aeronáutica, sufriendo cambios de acuerdo a los
l
ciclos
económicos de esta industria. Esto provoca una dificultad
dificultad añadida a la hora de entrar
en la industria tradicional, aunque el creciente interés
interés por el titanio gracias a sus
propiedades induce a investigar
nvestigar sobre nuevos procesos de obtención de titanio
tit
a partir
de sus óxidos que pueden llegar a reducir el coste del mismo hasta en un 50%.
47
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Figura II.5-3: Evolución del precio del Titanio en el año 2009
Una
industria de creciente demanda de titanio es la industria de los
biomateriales, gracias a la alta compatibilidad de este elemento con los órganos y el
tejido humano, la pasividad química. Su uso en prótesis está cada vez más extendido.
También se está extendiendo el uso del titanio en materiales deportivos
(bicicletas, raquetas, palos de golf…) y en automóviles de competición. Pero el principal
reto de la producción de Ti es llegar a la industria del automóvil convencional de una
forma competitiva, ya que por ahora, el acero y el aluminio priman en la fabricación de
los mismos debido a la diferencia de precios.
II.5.1.
Metalurgia del titanio. Estructura cristalina
El Ti elemental presenta alotropía, con dos posibles estructuras cristalinas:
Hexagonal compacta (HC) y Cúbica centrada en el interior (CCI) – ver Figura II.5-4. A
temperatura ambiente el Ti presenta la estructura HCP, denominada alfa (α), y a 882ºC
se transforma en estructura CCI, denominada beta (β).
48
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Figura II.5-4: Estructuras cristalinas del Ti. Izquierda: αTi (HC). Derecha: βTi (CC)
Vamos a ver distintas muestras de titanio, con distintas aleaciones, que luego
detallaremos. Debajo de la imagen está la descripción de lo que vemos en cada una de
ellas, comprobando que se pueden llegar a distintas propiedades del material en
función del tratamiento y de los contenidos aleantes que contenga la muestra.
Figura II.5-5: Ejemplo de microestructuras de aleaciones de Ti
(a) Ti puro comercial, tratado a 675ºC durante 1h, enfriado en aire
(b) Aleación cuasi-α (Ti-5.5Al-4Zr-4Sn-1Nb-0.6C-0.5Mo-0.35Si) – Tratada a 1030ºC-2h enfriada
en aire, y tratada a 700ºC-2h enfriada en aire
(c) Aleación α+β (Ti-6Al-4V) – Tratada en región β a 1020ºC- 20 min – enfriada en horno
49
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
(d) Aleación α+β (Ti-6Al-4V) – Tratada en región α+β a 960ºC- 60 min – enfriada al aire
(e) Aleación β (Ti-10V-2Fe-3Al) – Tratada en región β a 820ºC – 8h y templada en agua
(f) Aleación β (Ti-10V-2Fe-3Al) – Tratada en región α+β a 700ºC-8h templada en agua, Tratada a
600ºC-4h enfriada en agua
II.5.2.
Características metalúrgicas y propiedades mecánicas
II.5.2.1.
Propiedades físicas
En la siguiente tabla se muestran algunas de las propiedades físicas del titanio,
parte de las cuales dependen en gran medida de su pureza, aspecto que crea
discrepancia entre diversos autores a la hora de concretar los valores:
Podemos destacar de entre todas sus propiedades físicas la baja densidad, que
le hace un 40% más ligero que el acero y la alta resistencia específica, la más elevada
entre todas las familias de metales.
Tabla II.5-1: Propiedades físicas del titanio
Número atómico
Peso atómico
Volumen atómico
Radio covalente
Estructura cristalina
22
47,9
10,6 W/D
1,32 Å
α (Hexagonal compacta) T < 882 ̊ C
β (Cúbica centrada) T > 882 ̊ C
Color
Gris oscuro
Densidad
4,51 g/cm3
Primera energía de ionización
158 kcal/g·mol
Absorción térmica de neutrones
5,6 barn/átomo
Temperatura de fusión
1668 ̊ C
Temperatura de ebullición
3260 ̊ C
50
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Calor específico
0,518 J/kg·K
Conductividad térmica
17 W/m·k
Calor de fusión
440 kJ/ kg
Calor de vaporización
9,83 MJ/kg
Módulo elástico
104 MPa
Relación de Poisson
Coeficiente de rozamiento
Resistencia específica
0,41
0,8 a 40 m/min
480 µΩ/mm
Coeficiente de dilatación
0,00000864/ ̊ C
Conductividad eléctrica
4% IACS
Coeficiente de res. eléctrica
0,0026/ ̊ C
Susceptibilidad magnética
0,00000125
Para ilustrar la alta resistencia específica de las aleaciones de Ti, en la Figura
II.5-6 se muestran comparativamente valores del límite elástico específico de distintas
familias de aleaciones de los metales estructurales más comunes. Las aleaciones de Ti
son superiores hasta temperaturas próximas a los 500ºC, a partir de la cual los aceros y
las superaleaciones tienen un mejor comportamiento.
Figura II.5-6: Rangos de variación de los valores de límite elástico específico de distintas
familias de aleaciones en función de la temperatura.
II.5.2.2.
Propiedades químicas
51
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Como hemos comentado en la introducción, el titanio es un elemento que se
encuentra en la naturaleza en forma de óxido. Esta gran reactividad que tiene con el
oxígeno lo convierte en un material denominado pirofórico, posibilitando explosiones si
el material está en forma de polvo. También puede originarse una reacción violenta si
se pone en contacto el metal con el oxígeno líquido.
La resistencia a la corrosión que presenta es debida al fenómeno de pasivación
que sufre (se forma un óxido que lo recubre). Es resistente a temperatura ambiente al
ácido sulfúrico (H2SO4) diluido y al ácido clorhídrico (HCl) diluido, así como a otros
ácidos orgánicos, también es resistente a las bases, incluso en caliente. No es tan buena
esta resistencia cuando los ambientes a los que podemos someterlos son reductores,
que pueden disolver la capa de óxido. Podemos destacar su resistencia en agua de mar,
donde en 18 años sufrió apenas una decoloración. Los elementos de aleación
empeoran el comportamiento frente a la corrosión, sobre todo los elementos
intersticiales; los elementos sustitucionales también lo deterioran, pero no todos en la
misma medida.
Presenta dimorfismo, a temperatura ambiente tiene estructura hexagonal
compacta llamada fase alfa. Por encima de 882 ºC presenta estructura física centrada
en el cuerpo se conoce como fase beta. Esto lo veremos más adelante en detalle.
II.5.2.3.
Propiedades mecánicas
A pesar de tener casi el doble de densidad que el aluminio, es considerado un
metal ligero. En la Tabla II.5-2 se pueden observar algunas características mecánicas del
titanio y de algunas de sus aleaciones:
Tabla II.5-2: Características mecánicas del titanio puro y de algunas de sus aleaciones [65].
Aleación
Ti puro - Grado 1
Ti puro - Grado 2
Ti puro - Grado 3
Ti puro - Grado 4
Ti-6Al-4V (Recocido)
Ti-6Al-7Nb
Ti-5Al-2.5Fe
Ti-5Al-1.5B
Módulo de
Young
[GPa]
Tensión de
fluencia
[Mpa]
Tensión de
rotura
[Mpa]
Deformación
[%]
102.7
102.7
103.4
104.1
110 - 114
114
112
110
170
275
380
485
825-869
880-950
895
820-930
240
345
450
550
895-930
900-1050
1020
925-1080
24
20
18
15
6-10
8-15
15
15-17
52
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Ti-15Zr-4Nb-4Ta-0.2Pd
(Recocido)
Ti-15Zr-4Nb-4Ta-0.2Pd
(Envejecido)
Ti-13Nb-13Zr (Envejecido)
Ti-12Mo-6Zr-2Fe (Recocido)
Ti-15Mo (Recocido)
Ti-15Mo-5Zr-3Al
(Solubilizado)
Ti-15Mo-5Zr-3Al
(Envejecido)
Ti-15Mo-2.8Nb-0.2Si
(Recocido)
Ti-35.3Nb-5.1Ta-7.1Zr
Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr
(Envejecido)
99
693
715
28
94
806
919
18
79-84
74-85
78
80
836-908
1000-1060
544
838
973-1037
1060-1100
874
852
10-16
18-22
21
25
80
1000-1060
1060-1100
18-22
83
945-987
979-999
16-18
55
80
547
864
597
911
19
13.2
Para aclarar el significado en la Tabla II.5-2 del “Grado” de titanio puro, hemos
de comentar que el titanio “comercialmente puro” (en adelante “CP”) se comercializa
(valga la redundancia) en cuatro grados, designados 1, 2, 3 y 4. A medida que el grado
aumenta, la composición química se modifica ligeramente para mejorar la resistencia
del material, mientras se mantiene el porcentaje de titanio por encima del 99 %. En
general, cuando se modifica un material para aumentar la resistencia, la ductilidad
disminuye. Para ofrecer mayor resistencia y mantener la buena ductilidad,
habitualmente se emplea el titanio CP grado 4. Las composiciones se muestran en la
Tabla II.5-3:
Tabla II.5-3: Clasificación del Titanio según la norma ASTM F67
II.5.2.4.
Procesos de fabricación
El método utilizado para la obtención de titanio es el conocido método de Kroll y
consiste en lo siguiente:
53
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
•
Obtención de tetracloruro de titanio por cloración a 900°C, en presencia de
carbono, mediante la reacción:
2. FeTiO3 + 7 Cl2 + 6 C → 2 TiCl4 + 2 FeCl3 + 6 CO
•
Purificación del tetracloruro de titanio mediante destilación fraccionada. Se
reduce el TiCl4 con magnesio o sodio molido en atmósfera inerte, con la
reacción:
o
Si se utiliza el Sodio (Na) en el proceso se produce la siguiente reacción:
TiCl4 + 4 Na → 4NaCl + Ti
o
Si se utiliza el Magnesio (Mg) para purificarlo se produce la siguiente
reacción:
TiCl4 + 2 Mg → Ti + 2 MgCl2
•
El titanio forma una esponja en la pared del reactor, la cual se purifica por
lixiviación1 con ácido clorhídrico diluido. El MgCl2 se recicla electrolíticamente.
En la Figura II.5-7 se muestra un diagrama del proceso:
Figura II.5-7: Esquema de obtención del titanio según el proceso Kroll [66]
1
Lixiviación: La lixiviación es un proceso por el cual se extrae uno o varios solutos de un sólido, mediante la
utilización de un disolvente líquido. Ambas fases entran en contacto íntimo y el soluto o los solutos pueden difundirse
desde el sólido a la fase líquida, lo que produce una separación de los componentes originales del sólido. [65].
54
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
La materia prima del titanio suele llegar a las industrias de fabricación en la
forma que se puede ver en la Figura II.5-8.
A partir de aquí se procesa para fabricar piezas útiles del material, ya que de
bien poco nos sirve en este estado. Los procesos mediante los cuales podemos obtener
el titanio en una gran variedad de formas y con distintas propiedades según el uso son
los siguientes:
Figura II.5-8: Materia prima de Titanio
II.5.2.4.1.
Moldeo (fundición)
El moldeo es un proceso dificultoso debido a la gran afinidad del titanio con el
oxígeno, nitrógeno e hidrógeno, y también por la reactividad con el molde. Como
consecuencia de esto, se realiza la fusión al vacío, y se utilizan moldes de grafito
compactado, aunque para piezas que requieran mayor precisión, se utiliza el moldeo a
la cera perdida. Hay que tener especial cuidado (al igual que con todos los materiales)
con los defectos típicos de este tipo de fabricación: rechupes, poros, y la segregación
especialmente, ya que las piezas moldeadas se van a utilizar en ámbitos donde se
requiere que sus propiedades mecánicas no se vean deterioradas.
55
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente
gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
mecánic
Figura II.5-9: Ejemplo de piezas moldeadas
Figura II.5-10:
II.5
Ejemplo de piezas fabricadas por fundición
Se pueden moldear desde piezas muy grandes (grandes válvulas) hasta piezas
pequeñas, como implantes médicos (con moldes cerámicos).
cerámi
Una de las grandes
des ventajas de este proceso es el ahorro de energía,
energí ya que el
coste se puede reducir en series grandes hasta en una
una tercera parte. A la hora del
mecanizado, con el moldeo se puede reducir mucho el
el desperdicio de material (viruta),
ajustándonos al tamaño final lo más posible con este proceso.
II.5.2.4.2.
Pulv
Pulvimetalurgia
56
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente
gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
mecánic
La pulvimetalurgia
talurgia (metalurgia de polvos (Figura
(
II.5-11)) aplicada al titanio y a
sus aleaciones reduce casi en un 50% los costes de fabricación, y es uno de los
procesos más empleados, ya que se obtiene un buen conformado
conformado final y un buen
acabado.
Figura II.5-11: Titanio en polvo
Se puede conseguir titanio pulvimetalúrgico mediante las siguientes técnicas:
•
Sinterizado compactado en frío
•
Sinterizado prensado isostático en frío
•
Prensado isostático en caliente
•
Prensado en caliente al vacío o en un molde interior
interio
57
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Figura II.5-12: Proceso de obtención de Titanio por pulvimetalurgia convencional.
Se requiere polvo de gran pureza, con bajo contenido en elementos
intersticiales, que se obtiene de esponja, viruta, o por atomización. La compactación del
polvo de esponja se hace en frío y se consiguen densidades de hasta el 90 %. La
compresión isostática en caliente se aplica para obtener piezas sanas sinterizadas a alta
densidad (se lleva a cabo a temperaturas a las que existe fase β.
Las aplicaciones son similares a las de moldeo, pero el comportamiento mecánico de
las piezas obtenidas por pulvimetalurgia es muy superior al obtenido con moldeo,
incluso similar al de piezas forjadas, pero con una disminución considerable del coste.
II.5.2.4.3.
Solidificación rápida
Se emplea para obtener aleaciones con alto contenido en aluminio o elementos
con elevada tendencia a la segregación. Las aleaciones obtenidas con este proceso,
gracias al enfriamiento rápido, quedan amorfas con altas durezas y resistencias (hasta
2750 MPa).
II.5.2.4.4.
Forja
58
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Se trata de deformar plásticamente el titanio para obtener diversas formas. Una
complicación de la deformación en frío es que en su fase α, con estructura hexagonal,
que más adelante mostraremos, es más difícil deformar por las posibilidades limitadas
de esta red para una deformación plástica.
La deformación en caliente es similar a la del acero, mostrando alguna de sus
aleaciones el efecto de la superplasticidad.
Son
propensas
a
adquirir
textura,
con
diferencias
notables
en
el
comportamiento, según la dirección, que llega al 50% en valores resistivos de fatiga, y
al 100% en valores de plasticidad. De hecho, el módulo elástico puede variar según la
dirección entre 90 y 150 GPa.
Figura II.5-13: Pieza de Titanio obtenida por forja
II.5.2.4.5.
Tratamientos térmicos
Estos tipos de tratamiento se suele hacer en atmósfera inerte, para evitar
reactividad con gases como el oxígeno, nitrógeno e hidrógeno, ya que podría
originarse un cambio en la microestructura de la zona superficial. En caso de que se
realicen calentamientos en aire, habría que limpiar la capa superficial. El titanio, al no
ser un buen conductor térmico, dificulta este tipo de procesos.
II.5.2.4.6.
Mecanizado
Debido a la baja conductividad térmica del titanio y a los bajos valores de calor
específico que presenta, hay dificultades en el proceso de mecanizado debido a
59
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente
gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
mecánic
calentamientos locales, pudiendo llegar a embazar herramientas
herramientas y a agarrotarse dada
su afinidad con otros
ros metales.
Por todo esto es necesario no elevar mucho los esfuerzos
esfuerzos de corte con
herramienta, seleccionar bien los ángulos de corte y los refrigerantes. Se pueden utilizar
para evitar estos problemas métodos de mecanización electroquímicos.
Las operaciones
ciones de rectificado requieren, por los inconvenientes
inconvenie
que hemos
comentado anteriormente, mayor precaución a la hora de aplicarlos.
II.5.2.4.7.
Soldadura
oldadura
Al igual que en los tratamientos térmicos, y como todo
todo proceso térmico, hay
que controlar la atmósfera debido a la contaminación
contaminación superficial que puede sufrir. Se
ilustra claramente en la imagen mostrada a continuación:
continua
&ŝŐƵƌĂ//͘ϱͲϭϰ͗^ŽůĚĂĚŽĚĞůƚŝƚĂŶŝŽ͘
Hay varios procesos de soldadura:
60
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente
gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
mecánic
•
•
•
•
•
Soldadura de fusión
Soldadura por fricción
Soldadura de haz de electrones
Soldadura por haz de láser
Soldadura por puntos
II.5.2.4.8.
Tratamientos superficiales
El tratamiento de las superficies de titanio se realiza
realiza con procesos normales y
exige, en todo caso, una eliminación previa de óxidos.
óxidos. La limpieza mecánica de estos
por lijado, con cepillo de alambres o chorro de arena,
arena, conlleva riesgos de explosión o
incendio,
o, sobre todo cuando el lijado se realiza en seco.
Además de su buena resistencia a la corrosión, y además del color, la
capa
de óxido
de titanio
presenta
un
aislamiento
el
eléctrico
y una
biodisponibilidad muy buenos.
Figura II.5-15: Recubrimiento con óxido de titanio
61
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
II.5.2.5.
Aleaciones de titanio
Las aleaciones de Ti se clasifican fundamentalmente en tres tipos: α, β y α+β.
Esta clasificación no se realiza en base a la proporción de fases presentes en la
microestructura sino en la respuesta que tienen las distintas composiciones a los
tratamientos térmicos. Para ilustrar la clasificación de las aleaciones de Ti se suele
emplear un diagrama de fases esquemático como el de la Figura II.5-16, donde se
representa el efecto de un elemento estabilizador de la fase β.
Figura II.5-16: Tipo de aleación dependiendo de la temperatura y la cantidad de estabilizador
beta
II.5.2.5.1.
Aleaciones α
Las aleaciones α comprenden las variedades de Ti puro comercial y las
aleaciones que contienen exclusivamente elementos de aleación alfágenos o neutros.
A veces el titanio de pureza comercial también se introduce en este grupo aunque
no sea una aleación
Este tipo de aleaciones se caracteriza por constar predominantemente de una
estructura cristalina hexagonal compacta a temperatura ambiente. En algunas
ocasiones este tipo de aleaciones contienen un pequeño porcentaje de elementos
betágenos.
62
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
En las aleaciones de titanio alfa el efecto de los aleantes usados es
generalmente el de producir una aumento de la temperatura beta-transus, generando
una estructura hexagonal a temperatura ambiente.
El elemento de aleación principal, en el caso de las aleaciones alfa, es el
aluminio. El aluminio tiene una gran solubilidad en el titanio y hace aumentar la
resistencia de la fase alfa. El resultado es un ligero aumento en la resistencia a
temperatura ambiente pero que se mantiene a elevada temperatura. Generalmente,
junto al aluminio siempre aparece el estaño.
El efecto de los aleantes usados es generalmente el de producir una aumento
de la temperatura beta-transus.
Las aleaciones alfa consisten predominantemente en fase alfa incluso con
enfriamientos desde alta temperatura y no son endurecibles por tratamiento térmico.
Estas aleaciones son utilizadas normalmente en estado de recocido. En comparación
con otros grupos de aleaciones, las aleaciones alfa son las que tienen una resistencia a
tracción menor a temperatura ambiente.
Como propiedades más destacadas de las aleaciones alfa se debe señalar: una
resistencia a tracción a temperatura ambiente entre 540 y 930 MPa, una razonable
resistencia mecánica a temperatura elevada, un buen comportamiento frente a fluencia,
muy buena estabilidad térmica hasta temperaturas cercanas a los 550ºC y una buena
soldabilidad. Además los grados designados como ELI (Extra Low Intersticial) que
poseen un contenido de elementos intersticiales sumamente restringido, presentan
unas excelentes propiedades de ductilidad y tenacidad incluso a temperaturas
criogénicas. Se suelen emplear en estos ambientes criogénicos por poseer una baja
temperatura de transición dúctil-frágil.
Una de las desventajas principales de las aleaciones α es que son difíciles de
conformar, especialmente por debajo de la temperatura de transición beta.
Las aleaciones α no son tratables térmicamente, sus propiedades mecánicas se
pueden ver sustancialmente alteradas por la temperatura elegida para su conformado.
La Figura II.5-17 muestra de forma esquemática la influencia de la temperatura de
conformado sobre las propiedades mecánicas y el tamaño de grano de estas aleaciones
a temperatura ambiente.
Ejemplos de estas aleaciones son: Ti-3Al-6Sn-5Zr-0.5Mo-0.5Si, Ti-5Al-6Sn2Zr-1Mo-0.25Si. Los compuestos complejos de silicio que se forman en estas
63
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente
gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
mecánic
aleaciones mejoran sustancialmente la resistencia a la fluencia a temperaturas
temp
entre
450y 538ºC.
II.5.2.5.2.
Aleaciones β
Este tipo de aleaciones se caracteriza por constar predominantemente de una
estructura cristalina cúbica centrada en el interior
interior a temperatura ambiente. Las
aleaciones β tienen una alta capacidad de ser endurecidas,
endurecidas, obteniendo la fase β
completamente retenida tras el enfriamiento en aire en secciones estrechas o tras el
temple en agua en secciones gruesas.
Figura II.5-17: Influencia de la temperatura de conformado sobre las
las propiedades mecánicas y
el tamaño de grano de las aleaciones alfa
En este tipo de aleaciones, el elevado contenido en elementos estabilizadores
de la fase β (Cr,, Mo, V...) impide que se produzca una transformación
transformación completa desde el
64
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
estado beta, estabilizando dicha fase a temperatura ambiente. A pesar de ello, la
mayoría de estas aleaciones contienen pequeñas cantidades de estabilizadores de la
fase alfa con el fin de permitir el endurecimiento por precipitación de segundas fases,
inrementando con ellos sus propiedades mecánicas, resistencia al desgaste y tenacidad.
Aunque el nombre de este tipo de aleaciones haga creer que se trata de
aleaciones monofásicas, dependiendo de la transformación parcial de la fase beta en
alfa o a una fase intermedia obtendremos diferentes niveles de resistencia.
Este tipo de aleaciones se caracteriza por tener buena tenacidad a la fractura y
elevada resistencia a la tracción aunque, por otra parte, presentan transformación dúctil
frágil, por lo que no deben emplearse a bajas temperaturas.
Un tratamiento de solubilización, temple y maduración de estas aleaciones
aumenta la resistencia del material por transformación parcial de la fase beta en alfa,
formando partículas alfa finamente dispersas en la fase β retenida. Tras el tratamiento
de solubilización y antes de la maduración (100% de fase β retenida) la aleación tiene
cierta ductilidad, una relativa baja resistencia y una excelente capacidad para la
deformación plástica.
Las propiedades óptimas de las aleaciones beta no se consiguen cuando su
estructura está formada exclusivamente por fase beta sino que éstas se alcanzan al
realizar un tratamiento de envejecimiento a una temperatura comprendida entre 450ºC
y 650ºC que provoca la precipitación de finas partículas alfa dentro de los granos beta.
El trabajo en frío o el calentamiento a temperaturas moderadas puede provocar
una cierta transformación de la fase β en α. Dentro de las aleaciones comerciales, sólo
existen aleaciones beta metaestables y, por simplicidad, se las denomina aleaciones
beta.
Existen dos tipos de aleaciones beta:
Aleaciones beta estables: algunas aleaciones beta contienen en su
composición más de un elemento betágeno que pueden ser beta-eutectoides o
beta-isomorfos. Teóricamente, con la adicción de cantidades suficientes de
elementos betágenos, la beta transus puede reducirse hasta temperaturas por
debajo de la temperatura ambiente. Este tipo de aleaciones se denominan
aleaciones de titanio beta estables, como se indican en la siguiente figura. Sin
embargo, estas aleaciones son muy densas, y no se utilizan en la actualidad.
65
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Figura II.5-18: Esquema del diagrama de equilibrio pseudo-binario del sistema titanioestabilizadores beta con la curva Ms y los rangos de formación de la fase w y b’ superpuestas
Aleaciones beta metaestables: para retener la fase beta, no es estrictamente
necesario estabilizarla mediante elementos de aleación hasta el grado de
disminuir la beta transus hasta temperaturas por debajo de la ambiente. Con
cantidades suficientes de estabilizadores beta, la fase beta puede retenerse
mediante un enfriamiento rápido, como por ejemplo un temple en agua. Sin
embargo, si los elementos betágenos no están en cantidad suficiente, la fase
beta puede obtenerse mediante transformación martensítica de alfa, indicado
como Ms en la figura anterior. Las aleaciones que contienen la cantidad
suficiente
de
elementos
betágenos
para
reducir
la
temperatura
de
transformación martensítica (Ms) por debajo de la temperatura ambiente pero,
cantidad insuficiente para reducir beta transus por debajo de la temperatura
ambiente, son conocidas como aleaciones beta metaestables.
II.5.2.5.3.
Aleaciones α+β
La combinación de las fases α y β aporta buenas características mecánicas y
elevada plasticidad, lo que convierte este grupo de aleaciones de titanio en el de mayor
interés industrial.
66
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Las aleaciones α+β se han desarrollado debido a la mera forjabilidad de las tipo
alfa, su reducida resistencia en frio y fragilidad cuando se intenta incrementar su
resistencia adicionando elementos de aleación. Todas ella contienen elementos
estabilizadores de la fase beta que posibilitan la realización de tratamientos térmicos y
elementos estabilizadores de la fase alfa que mejoran las características mecánicas, en
especial a alta temperatura.
A pesar de la buena combinación de propiedades que presenta este grupo,
algunas de las aleaciones α+β contienen como elementos de aleación el Aluminio o el
Vanadio,
a que la resistencia de las aleaciones α+β que contienen aluminio es
sustancialmente mayor que una aleación alfa o una aleación alfa-beta libre de aluminio,
cabiendo destacar la posible toxicidad de estos elementos, según apuntan algunos
autores (estabilizadores de las fases alfa y beta respectivamente). Ello ha introducido a
la realización de diversos estudios que tratan de destacar aleaciones de titanio libres de
éstos, fundamentalmente de tipo beta ya que permiten obtener un menos módulo
elástico, manteniendo unas propiedades mecánicas similares al Ti puro, resultado muy
interesante para el campo de los biomateriales.
La aleación Ti6Al4V se clasifica dentro de este grupo y es muy ampliamente
utilizada en el campo de los biomateriales.
Este grupo abarca a un gran número de aleaciones. En este tipo de aleaciones
coexisten a temperatura ambiente los dos tipos de fases, la hexagonal alfa y la beta
centrada en el cuerpo. Estas aleaciones presentan, hasta cierto punto, características de
las aleaciones alfa y de las aleaciones beta.
Las aleaciones alfa-beta poseen una resistencia mecánica a temperatura
ambiente superior a la registrada en las del grupo alfa pero menor que la obtenida en
la mayoría de las beta. No obstante, es preciso señalar que, gracias a la respuesta al
tratamiento que presentan, se puede modificar su microestructura y, en consecuencia,
sus características mecánicas. También la temperatura a la cual se ha conformado el
material afecta a sus características mecánicas a temperatura ambiente como puede
observarse en la Figura II.5-20.
67
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Figura II.5-19: Influencia de la presencia de aluminio en la propiedades a tracción a elevada
temperatura en las aleaciones alfa-beta
Figura II.5-20: Influencia de la temperatura de conformado sobre las propiedades mecánicas y
el tamaño de grano de las aleaciones alfa-beta
68
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Muchas aleaciones alfa-beta contienen una cantidad considerable de elementos
beta-isomorfos, molibdeno o vanadio. Como resultado se obtiene una excelente
estabilidad de las propiedades después de una exposición a elevada temperatura y
carga.
La soldabilidad de las aleaciones alfa-beta está relacionada con la proporción de
fase beta presente y rango de enfriamiento sufrido por esta fase. Generalmente, la
soldabilidad de la aleación suele ser satisfactoria si el total de contenido de betaestabilizadores es bajo o los elementos betágenos son débiles.
En la siguiente tabla se presenta un resumen de las propiedades de cada tipo de
aleación de titanio.
Tabla II.5-4: Resumen y comparación de las principales propiedades de las aleaciones de titanio
En la Figura II.5-21 se muestra un diagrama que representa la variación de las
propiedades de las aleaciones dependiendo de los elementos estabilizantes que
contenga el titanio.
69
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Figura II.5-21: Efecto de los elementos de aleación en la microestructura de las propiedades del
titanio.
II.5.2.5.4.
Ejemplo de aleaciones
La aleación más conocida por excelencia es Ti-6Al-4V. Es del tipo α+β. Se le
conoce
también
como
titanio
de
grado
5.
Esta
aleación
de
caracteriza
fundamentalmente por sus buenas resistencia, soldabilidad, friabilidad y excelente
comportamiento a fatiga, presentando por el contrario mal comportamiento a
temperaturas superiores a 400°C.
Esta aleación fue desarrollada por primera vez a finales de los cuarenta en
Estados Unidos, a partir de ahí la aleación Ti-6Al-4V, ha sido la más utilizada en
aplicaciones aeronáuticas hasta el día de hoy.
70
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Más propiedades que caracterizan a las aleaciones de titanio son su elevada
resistencia específica y su excelente resistencia a la corrosión.
La composición química de esta aleación se representa en la Tabla II.5-5.
Tabla II.5-5: Composición química del Ti-6Al-4V
C
< 0,08%
Fe
<0,25%
N2
<0,05%
O2
<0,02%
Al
V
5,5-6.76%
3,5-4,5%
H2
Lámina
H2 Barra
<0,015%
<0,0125%
Ti
Resto
La aleación Ti-6Al-4V es la más versátil, y representa más de un 50% del total
del Ti empleado. Generalmente se procesa mediante forja, que es con la técnica con la
que se obtienen mejores propiedades mecánicas en el material. Aunque la aleación Ti6Al-4V tiene excelentes características para ser colada, sin embargo, la alta reactividad
del Ti en estado líquido hace que existan pocas instalaciones capaces de realizar el
proceso. El coste de la colada de Ti-6Al-4V es de dos a tres veces el coste de la colada
de superaleaciones, y las propiedades mecánicas que se obtienen son ligeramente
inferiores a las de los materiales forjados. La aleación se suele emplear en su estado de
recocido (‘millannealed’), aunque también se realizan tratamientos de solubilización,
temple y maduración para aumentar su resistencia.
Como información adicional se incluye la Tabla II.5-6 con las principales
propiedades de esta aleación.
71
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
Tabla II.5-6: Principales propiedades de la aleación Ti-6Al-4V
Resistencia
Estado
[MPa]
Límite
Elástico
Deformación
[MPa]
(%)
Dureza
Módulo de
Elasticidad [GPa]
Recocido
900
830
14
36 HRC
114
STM
1172
1103
10
41 HRC
-
STM: Solubilización + Temple + Maduración
La aleación Ti-5Al-2Sn-2Zr-4Mo-4Zr fue desarrollada como material de uso para
componentes de turbinas de gas. Presenta mayor resistencia que el Ti-6Al-4V, así como
una mayor resistencia a la fluencia a temperaturas intermedias. Además es una aleación
muy forjable, y permite un alto grado de endurecimiento. Puede ser tratado
térmicamente mediante un doble revenido más maduración hasta obtener valores de
límite elástico entre 1030 – 1170 MPa, manteniendo una alta ductilidad.
Otra aleación de este tipo es Ti-4.5Al-3V-2Mo-2Fe. Es una aleación rica en fase
β diseñada para ofrecer superelasticidad a temperaturas del orden de 700 °C. Además
permite realizar un buen tratamiento térmico, un buen estampado en frio y un buen
forjado en caliente. Se usan piezas estampadas en la industria aeroespacial, así como
en equipamiento de montaña.
Un ejemplo de aleación de tipo alfa es Ti-3Al-2.5V. Es una aleación de titanio
con un 3% de aluminio y un 2,5% de vanadio. Resistencia inferior al Ti6Al4V (grado 5)
pero más conformable y soldable. Resistencia superior a los grados CP con alta
resistencia a la corrosión. Para los tubos de los aviones, embarcaciones y tuberías
resistentes a la corrosión, productos recreativos.
Un ejemplo de aleación tipo β es Ti grado 19, que tiene la siguiente
composición química Ti3Al8V6Cr4Zr4Mo (Beta-C). Tiene una resistencia a la tracción de
793 MPa, un límite elástico de 759 MPa una ductilidad de 15% una dureza de 45 HRB
una soldabilidad regular y una resistividad de 1,55 (µΩm). Sus aplicaciones son donde
se requiera alta resistencia a la corrosión y a la temperatura (Aplicaciones marinas y
motores de aviones).
72
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
II.6. COMPORTAMIENTO
DEL
TITANIO
COMO
IMPLANTE:
BIOINERTE, BIOCOMPATIBLE Y OSTEOINTEGRABLE
El Ti c.p. es considerado un biomaterial altamente biocompatible (tanto in vitro
como in vivo), bioinerte y con gran capacidad de osteointegración, es decir, presenta
como consecuencia gran facilidad para establecer una conexión directa, estructural y
funcional, entre el hueso (vivo y ordenado) y la superficie del implante. Las leves
reacciones que provoca en el medio biológico y sus adecuadas propiedades mecánicas,
son los factores determinantes para que sea el material por excelencia en la selección
para la fabricación de los implantes dentales. Las normas internacionales (ISO 5832-2 y
ASTM F67-00) recogen las cuatro calidades o grados de Ti c.p. que se emplean en
aplicaciones médicas. Las propiedades fisicoquímicas superficiales del titanio son las
responsables de su estabilidad (resistencia a la corrosión) en diferentes medios,
especialmente
frente
a
los
ambientes
fisiológicos.
Estas
propiedades
están
determinadas por la naturaleza de la capa de óxido de titanio que se forma de manera
natural y espontánea sobre la superficie del Ti c.p. (TiO2, el más estable, distribuido en
una densa capa de espesor variable entre 2 y 10 nm), la cual protege el metal de los
ataques químicos de ambientes agresivos como el del contacto con el aire y otros
medios como el fluido corporal. Dicho óxido reacciona en solución acuosa y adsorbe y
disocia moléculas orgánicas, actuando en muchos casos como catalizador de un gran
número de reacciones químicas [67].
II.6.1.
Limitaciones del Titanio c.p. en implantes dentales
A pesar de las importantes y corroboradas ventajas del Ti c.p. para su utilización
como implante dental, las estadísticas de fallo de los implantes en boca (10 al 15%
durante los primeros 10 años [5] y el hecho de que un importante porcentaje de las
cirugías (20%) se realizan para reemplazar los implantes que han fallado [68] muestran
una necesidad evidente de continuar la investigación en metodologías que mejoren las
prestaciones de los implantes de Ti c.p. La mayoría de estos fallos se inician en la
intercara implante-hueso, por lo que la mejora de la fiabilidad de los mismos requiere
que se solucionen los problemas interfacillas. Se pueden definir claramente dos
problemas [69; 70; 71; 72; 73]
1) los micromovimientos relativos que ocurren en la intercara biomaterial-tejido
generan con el paso del tiempo una fina capa de tejido fibroso
73
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
2) las marcadas diferencias que existen entre el módulo de Young del implante
(100-110 GPa) y del hueso cortical (10-30 GPa), implica que no se transmitan
correctamente los esfuerzos entre el implante y el hueso, conduciéndose a la
reabsorción del hueso con el paso del tiempo y el aflojamiento eventual del
implante.
Este fenómeno
se
denomina
“stress-shielding
induced
bone
resorption”.
II.6.2.
Formas de mejorar la capacidad de osteointegración
del Titanio
II.6.2.1.
Modificación de la naturaleza química superficial
Es un hecho que la calidad superficial del implante es uno de los factores que
determina la capacidad de osteointegración de los implantes [74]. Una de las
metodologías implementada para mejorar las propiedades superficiales, se basa en la
modificación de la naturaleza química del titanio, destacando el aporte de un
recubrimiento bioactivo como la hidroxiapatita sintética (HA) [75] y los vidrios
bioactivos [5]. Sin embargo, éstos no han colmado las expectativas tanto de adherencia
y estabilidad del recubrimiento in vivo, como de reproducibilidad de las diferentes
propiedades mecánicas de los mismos.
II.6.2.2.
Modificación de la rugosidad y la textura de la superficie
En este contexto, existen las metodologías encaminadas a modificar la
rugosidad y textura del implante [76], se ha observado que el aumentar la rugosidad
del Ti c.p., por encima de la
obtenida con el mecanizado, se presenta una mejor
respuesta de los osteoblastos in vitro, al igual que una mejor fijación mecánica del
implante in vivo.
Son muchos los tratamientos que se han aplicado sobre el Titanio para
aplicaciones biomédicas, y su descripción se puede abordar desde distintos puntos de
vista. En función del efecto que persiguen, se distinguen tres grandes grupos:
74
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente
gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
mecánic
ͻ >ŝŵƉŝĞnjĂĚĞůĂƐƵƉĞƌĨŝĐŝĞLJͬŽůĂĞůŝŵŝŶĂĐŝſŶĚĞůĂĐĂƉĂƐƵƉĞƌĨŝĐŝĂůŶĂƚŝǀĂ͘
>ŝŵƉŝĞnjĂĚĞůĂƐƵƉĞƌĨŝĐŝĞLJͬŽůĂĞůŝŵŝŶĂĐŝſŶĚĞůĂĐĂƉĂƐƵƉĞƌĨŝĐŝĂůŶĂƚŝǀĂ͘
ͻ DŽĚŝĨŝĐĂĐŝſŶĚĞůĂĞƐƚƌƵĐƚƵƌĂLJůĂƚŽƉŽŐƌĂĨşĂ͘
ͻDŽĚŝĨŝĐĂĐŝſŶĚĞůĂĐŽŵƉŽƐŝĐŝſŶLJůĂĞƐƚƌƵĐƚƵƌĂĚĞů
DŽĚŝĨŝĐĂĐŝſŶĚĞůĂĐŽŵƉŽƐŝĐŝſŶLJůĂĞƐƚƌƵĐƚƵƌĂĚĞůĂĐĂƉĂĚĞſdžŝĚŽŽůĂĨŽƌŵĂĐŝſŶ
ĂĐĂƉĂĚĞſdžŝĚŽŽůĂĨŽƌŵĂĐŝſŶ
ĐŽŶƚƌŽůĂĚĂĚĞƵŶŶƵĞǀŽƌĞĐƵďƌŝŵŝĞŶƚŽĞŶůĂƐƵƉĞƌĨŝĐ
ĐŽŶƚƌŽůĂĚĂĚĞƵŶŶƵĞǀŽƌĞĐƵďƌŝŵŝĞŶƚŽĞŶůĂƐƵƉĞƌĨŝĐŝĞ͘
Otra clasificación posible, y también muy útil para la descripción de los distintos
tratamientos, es la que toma como base el carácter fisicoquímico fundamental
funda
del
tratamiento empleado [77; 78] (Figura II.6-1):
75
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
ĞƐďĂƐƚĞ
WƵůŝĚŽ
DĠƚŽĚŽƐ
DĞĐĄŶŝĐŽƐ
DĞĐĂŶŝnjĂĚŽ
'ƌĂŶĂůůĂĚŽ
>ŝŵƉŝĞnjĂĐŽŶ
ĚŝƐŽůǀĞŶƚĞ
ƚĂƋƵĞ
ĄĐŝĚŽ
ƚĂƋƵĞ
ĂůĐĂůŝŶŽ
DĠƚŽĚŽƐ
YƵşŵŝĐŽƐ
WĂƐŝǀĂĚŽ
ŶŽĚŝnjĂĚŽ
ůĞĐƚƌŽƉƵůŝĚŽ
ĂƌĄĐƚĞƌ
&şƐŝĐŽƋƵşŵŝĐŽ
ĚĞůƚƌĂƚĂŵŝĞŶƚŽ
ĞƐĐĂƌŐĂ
ůƵŵşŶŝĐĂ
DĠƚŽĚŽƐ
ĚĞsĂĐŝŽ
ĞƐĐĂƌŐĂ
ĞůĠĐƚƌŝĐĂ
/ŵƉůĂŶƚĂĐŝ
ſŶŝſŶŝĐĂ
WƌŽLJĞĐĐŝſŶ
ƉŽƌƉůĂƐŵĂ
^ŽůͲ'Ğů
DĠƚŽĚŽƐĚĞ
ZĞĐƵďƌŝŵŝĞŶƚŽ
DĂŐŶĞƚƌŽŶ
^ƉƵƚƚĞƌŝŶŐ
ďůĂĐŝſŶ
ůĄƐĞƌ
ĚƐŽƌĐŝſŶ
ĨŝƐŝĐŽƋƵşŵŝĐĂ
DĠƚŽĚŽƐ
ŝŽƋƵŝŵŝĐŽƐ
ŶůĂĐĞĚĞ
ŝŽŶĞƐLJͬŽ
ŵŽůĠĐƵůĂƐ
ĂĐƚŝǀĂƐƉŽƌ
ŶůĂĐĞĐŽǀĂůĞŶƚĞ
/ŶĐůƵƐŝſŶĞŶ
ŵĂƚĞƌŝĂůĞƐƋƵĞ
ĂĐƚƷĂŶĐŽŵŽ
ƉŽƌƚĂĚŽƌĞƐ
Figura II.6-1: Clasificación de tratamientos empleados en el Ti c.p. para implantes dentales
76
Diseño y fabricación de materiales con porosidad gradiente para aplicaciones
biomédicas: influencia en el comportamiento mecánico
II.7. FORMAS
DE
SOLVENTAR
EL
APANTALLAMIENTO
DE
TENSIONES (STRESS SHIELDING)
Innumerables resultan los esfuerzos que se dedican para comprender y
solventar el efecto de la tensión de apantallamiento o “stress-shielding”, tratando de
desarrollar materiales nuevos con un módulo de Young cercano al del hueso cortical.
Entre éstos se encuentran los materiales compuestos basados en polímeros [11; 79; 80;
81; 82] (que presentan el inconveniente de que su resistencia a fatiga y tenacidad de
fractura es menor que la del hueso), carbón-carbón [83] y aleaciones de titanio-β
metaestable [84; 85](que presentan buena resistencia mecánica y un módulo elástico
significativamente más bajo, 55 GPa para Ti-35Nb-7Zr-5Ta, que el de las aleaciones
convencionales de titanio, pero el módulo elástico es todavía más elevado que el del
hueso cortical)[86].
Otra alternativa para reducir el módulo elástico de los implantes ortopédicos es
utilizar materiales porosos, ya que controlando su proporción y características (tamaño
y morfología) el módulo elástico puede ser hecho a medida[87]. Se ha demostrado que
los compactos de titanio sinterizados con un 30% de porosidad tienen un módulo de
elasticidad cercano al del hueso cortical humano, sin embargo, la presencia de esta
porosidad conduce a la degradación de la resistencia mecánica del material debido a
los defectos estructurales y a la concentración de esfuerzos alrededor de los poros.
Además el titanio poroso es más susceptible a la corrosión que el titanio sólido debido
a la gran superficie expuesta a los agentes corrosivos [86; 88; 89].
Así como los metales tienen excelentes propiedades mecánicas y los polímeros
tienen bajo módulo elástico, la combinación de un metal con un polímero
biocompatible puede formar un biocompuesto con módulo elástico similar al del hueso
cortical y una resistencia mecánica satisfactoria. Por otro lado, el relleno de los poros
con un polímero reduce el área expuesta al ambiente y por lo tanto reduce la tendencia
a la corrosión del material poroso [86].
77
Descargar