Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea

Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 1 Resumen Los objetivos de este proyecto son la caracterización del comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea. En primero lugar hemos estudiado un implante dental de titanio cp. Hemos hecho ensayos mecánicos de fatiga y ensayos de corrosión. Ambos ensayos nos permiten asegurar que este implante tiene muy buenas propiedades mecánicas y electroquímicas, como una vida a fatiga de más de 4.10 6 ciclos con F max = 600N, y una resistencia a la corrosión excepcional, debida a una gran capacidad de repasivación. Después se trató también de diseñar aleaciones de titanio con bajo módulo de Young para aplicaciones médicas. Tenemos pocos resultados para esta parte. Finalmente se han podido estudiar las buenas propiedades mecánicas de espumas de tántalo, como un módulo de elasticidad de 7,7 GPa y un límite de fatiga de 107,7 MPa. Se realizaron las curvas S-N (Stress-Number of cycles) y el límite se consideró alrededor de 106 ciclos de carga-descarga. Además destaca su excelente comportamiento biológico. En este último aspecto, se ha podido observar en una pieza de espuma de tántalo colocada a un paciente en el hueso, que en 15 días toda la superficie de tántalo estaba recubierta de hueso neoformado reduciendo la porosidad de la espuma. Por tanto, la espuma de tántalo ofrece un buen soporte estructural para el crecimiento de hueso y su integridad mecánica es buena a corto y según los resultados obtenidos de fatiga también a largo plazo. Este proyecto muestra el desarrollo reciente de biomateriales con propiedades excepcionales. Pág. 2 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Agradecimientos Quisiera agradecer al director de este proyecto: a Francisco Javier Gil Mur por ofrecerme la posibilidad de realizar mi proyecto en el grupo de biomateriales del departamento de ciencia de materiales e ingeniería metalúrgica, Por su ayuda y enseñanzas durante la realización del mismo. Deseo agradecer a todas las personas que intervenieron en la realización de este proyecto, especialmente Pablo Sevilla, Conrado Aparicio, Jose Manero por sus explicaciones y disponibilidad. Finalmente, mi agradecimiento a todas las personas del grupo biomateriales, a todos los proyectistas, doctorantes y el personal de los laboratorios. Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 3 Indice RESUMEN ___________________________________________________1 AGRADECIMIENTOS___________________________________________2 INDICE ______________________________________________________3 1. INTRODUCCIÓN __________________________________________5 2. MATERIALES Y MÉTODOS _________________________________7 2.1. Implantes de titanio..........................................................................................7 2.1.1. El titanio .................................................................................................................7 2.1.2. La fatiga ...............................................................................................................11 2.1.3. La fatiga de los implantes....................................................................................22 2.1.4. Observaciones al microscopio ............................................................................25 2.1.5. Corrosión .............................................................................................................28 2.2. Elaboraciόn de aleaciones biocompatibles de bajo mόdulo de Young.........32 2.2.1. Introducción: metalurgia física de las aleaciones de titanio ...............................32 2.2.2. Aleaciones Ti-Zr...................................................................................................34 2.2.3. Aleaciones de Ti-Nb ............................................................................................35 2.2.4. Proceso de fabricación de las aleaciones ..........................................................37 2.3. Fatiga, osteointegración y toxicidad de barras de Tántalo Poroso ...............40 2.3.1. El Tántalo.............................................................................................................40 2.3.2. La fatiga ...............................................................................................................45 2.3.3. La osteointegracion .............................................................................................46 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN _______________________________48 3.1. Implantes dentales.........................................................................................48 3.1.1. microestructura....................................................................................................48 3.1.2. Curva S-N de fatiga.............................................................................................50 3.1.3. Micrografías de fractura.......................................................................................52 3.1.4. Comportamiento electroquímico.........................................................................56 3.2. Implantes de tántalo.......................................................................................59 3.2.1. Macroestructura...................................................................................................59 3.2.2. Microestructura....................................................................................................60 3.2.3. Propiedades mecánicas......................................................................................61 3.2.4. Estudio de la osteointegración............................................................................63 4. CONCLUSIÓN ___________________________________________67 Pág. 4 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea BIBLIOGRAFÍA_______________________________________________68 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 5 1. Introducciόn Los metales son utilizados como biomateriales porque tienen muy buenas propiedades mecánicas y sobre todo tenacidad. Algunos electrones son independientes en los metales y pueden rápidamente transferir una carga eléctrica o una energía térmica. Los electrones libres y móviles se comportan como fuerzas de enlace para mantener los iones metálicos positivos juntos. Esta atracción es fuerte porque los átomos son dispuestos de manera compacta, eso hace una gravedad específicamente alta y un punto de fusión alto. Como la enlace metálica no es direccional, la posición de los iones metálicos puede ser modificada sin destruir la estructura del cristal. Eso hace un sólido que se puede deformar plásticamente. Algunos metales son utilizados como sustitutos pasivos para reemplazar tejidos duros como cadera y articulación de rodilla, como ayuda de reconstitución de fractura como placas de hueso y tornillos, dispositivo de fijación de vértebras, y implantes dentales, porque tienen muy buenas propiedades mecánicas y resistencia a la corrosión. Algunas aleaciones metálicas son utilizadas para funciones más activas. La primera aleación metálica desarrollada especialmente para el cuerpo humano fue el “acero Vanadium" que estaba utilizada para fabricar placas de fractura de hueso (Shermann) y tornillos. La mayor parte de los metales como Fe, Cr, Co, Ni, Ti, Ta, Nb, Mo, W que son utilizados para hacer implantes pueden solamente quedar en el cuerpo en pequeñas cantidades, pero tienen muy buenas propiedades mecánicas como ser muy resistente, duro y dúctil. La desventaja es que se pueden corroer. Se utilizan en aleaciones de Ti para mejorar las propiedades mecánicas, en cantidades bastante pequeñas para que no afecten el sistema inmunitario. El titanio es un elemento de transición, como el hierro, el níquel o el cobalto, cuya estructura electrónica permite que el titanio forme soluciones sólidas con muchos elementos susticionales, con un factor de tamaño atómico de hasta un 20%. Desde un primer momento, ha sido clasificado como metal ligero, a pesar de que su densidad de 4,51 g.cm-3 es casi el doble de la densidad del aluminio, debido a su excelente relación entre resistencia mecánica/densidad. Además, todos los estudios realizados muestran que la biocompatibilidad del titanio es excelente. Esta propiedad, unida al elevada resistencia a la corrosión, lo convierten en un metal excelente para su uso en prótesis articulares, implantes dentales y en otras aplicaciones en Medicina. El tántalo es candidato para implantes que tienen que soportar una carga elevada, porque tiene propiedades electroquímicas mayores que las de los otros materiales normalmente utilizados para hacer implantes: desde mediados de los 80, varios tipos de Pág. 6 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea materiales osteoconductivos y osteoinductivos han sido investigados, desarrollados y comercializados. Muchos de estos son polímeros reabsorbibles así como cerámicas y cementos. Sin embargo, estos materiales no presentan unas buenas propiedades mecánicas como biomateriales estructurales, unas veces por su comportamiento viscoelástico o bien por su falta de resistencia y tenacidad. Las espumas de tántalo vienen a cubrir esta necesidad ya que presentan un excelente comportamiento respecto al crecimiento óseo a corto plazo y unas buenas propiedades mecánicas. Para las aplicaciones biomedicales, las dos propiedades que son los más importantes son la resistencia (mecánica), tenacidad y la resistencia a la corrosión. Las propiedades mecánicas dependen mucho de la microestructura. Esta dependencia es tan grande que es uno de las bases de la ciencia de los materiales para controlar las propiedades mecánicas modificando la microestructura. En este proyecto, vamos a estudiar algunas propiedades mecánicas y químicas de nuestros biometales, la más importante será la vida a fatiga. No es raro ver materiales que se fracturan aunque las tensiones aplicadas sean menores que las tensiones de rotura del material. Eso pasa cuando las cargas son aplicadas y retiradas para un gran numero de ciclos. Una carga repetitiva puede producir microfracturas que se propagan poco a poco en cada ciclo. Las tensiones al punto de la fisura o en una esquina puntiaguda son localmente realzadas por el efecto de la carga repetida. Estás tensiones locales sobrepasan la resistencia del metal alrededor de una pequeña región. Este fenómeno es responsable de la propagación progresiva de las fisuras hasta la rotura cuando la superficie final esta demasiado pequeña. Hacemos la fatiga ensayando un grupo de probetas idénticas en compresión cíclica con diferentes fuerzas. Él numero de ciclos antes la rotura corresponde a una fuerza. Para el diseño consideramos que las tensiones que no representan un peligro demasiado grande son las que encontramos después 106 o 107 ciclos. Están tienen que ser 1/3 o 1/4 de las tensiones con un ciclo único. La determinación de las propiedades mecánicas es indispensable para el diseño y la comprensión de las estructuras. Los que hacen el diseño tienen que guardar las tensiones por debajo del umbral de fatiga. Los objetivos de este estudio son: • Fatiga y corrosión de implantes de Titanio para aplicaciones dentales • Elaboración de nuevos aleaciones de bajo modulo de Young de base titanio • Fatiga, osteointegracion y toxicidad de barras de Tántalo Poroso Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 7 2. Materiales y métodos 2.1. Implantes de titanio 2.1.1. El titanio 2.1.1.1. Historia El titanio fue descubierto en 1791. Es el noveno elemento más abundante en la corteza de la Tierra, con una concentración media del 0,8% en peso, si bien su existencia en concentraciones que permitan una extracción económicamente viable no es muy frecuente, excepto como rutilo (TiO2) e limeñita (FeOTiO2). Debido a su elevada reactividad, no se obtuvo una muestra impura hasta 1887. A pesar de que se intentó obtener este metal en forma pura durante mucho tiempo, ello no se logró hasta el año 1910, mediante al reducción del compuesto TiCl4 con sodio, si bien las cantidades obtenidas eran muy reducidas. En 1937 Kroll desarrolló un proceso para la obtención de titanio consistente en la reducción del compuesto tetracloruro de titanio con magnesio en una atmósfera de argón para evitar la oxidación. Este fue el primer proceso que permitió la obtención de cantidades apreciables de titanio puro, y es el método utilizado en la actualidad. En la década de los años cincuenta el gobierno de los EAU potenció los estudios relativos al titanio y a sus aleaciones, ya que, debido a sus excelentes propiedades, caracterizadas por una densidad reducida, una excelente relación resistencia mecánica/densidad y un buen comportamiento a altas temperaturas, las aleaciones del titanio constituyen un material muy útil en los campos de la industria aerospacial y militar. En la década de los sesenta se amplió su uso a otras aplicaciones, como la industria química, debido a su excelente resistencia a la corrosión. Esta resistencia es causada por una capa de pasivado formada por óxidos de titanio, que se forman espontáneamente en la superficie del titanio al entrar en contacto con la atmósfera. Otras aplicaciones estudiadas del titanio y sus aleaciones son las aplicaciones estructurales en ambientes salinos, por su resistencia a la corrosión y en el campo de los biomateriales, gracias a su excelente biocompatibilidad. Actualmente el titanio se utiliza principalmente en la industria aerospacial, en la industria química y en aplicaciones médicas, entre otras. Cabe destacar que sólo un 10% de la producción total se destina a la obtención de titanio en forma metálica. El 90% se destina a la fabricación de dióxido de titanio, el cual es usado en forma de pintura protectora antióxido. Del 10% restante, el 50% es utilizado para la fabricación de la aleación Ti6Al4V. 2.1.1.2. Propiedades físicas del titanio La tabla siguiente da un resumen de sus propiedades físicas: Pág. 8 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Número atómico 22 Peso atómico 47,88 g·mol-1 Volumen atómico 10,6 Å3 Radio covalente 1,32 Å Primer potencial de ionización 6,83 eV Valencia 2, 3, 4 Punto de fusión 1.670 ºC Punto de ebullición 3.260º C Estructura cristalina α (HCP) para T < 882º C β (BCC) para T > 882º C Parámetros de red cristalina α: a= 0,295 nm; c= 0,468 nm β: a= 0,332 nm (a 900º C) Temperatura de transición α-β 882 ºC Densidad fase α (20º C): 4,51 g·cm-3 fase β (885º C): 4,35 g·cm-3 Capacidad calorífica 523 J/kg·º C Conductividad térmica 17 W/m·º C Coeficiente de expansión térmica (a 20º C) 8,41 x 10-6/º C Conductividad eléctrica (relativa al cobre) 0,031 Resistividad eléctrica 0,0026 Ω·m Susceptibilidad magnética (K) 1,25 x 10-6 2.1.1.2.1 Características de las aleaciones de titanio El titanio es el único metal ligero que presenta dimorfismo, ya que en estado puro su estructura compacta hexagonal (fase α) presenta una transformación alotrópica a 882º C, Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 9 pasando a una microestructura cúbica centrada en el cuerpo (fase β). En equilibrio, la estructura β es inestable a temperaturas menores a 882º C, descomponiéndose de nuevo en la fase α al enfriar el titanio por debajo de la temperatura de transición (Fig. 1). Esta transformación ofrece la posibilidad de obtener aleaciones con microestructuras de tipo α, β ó α/β, dependiendo de los elementos aleantes que estabilizan una u otra fase. Según la capacidad de los aleantes de estabilizar la fase α ó β, se definen tres tipos de aleaciones de titanio: las aleaciones tipo α, aleaciones tipo α/ β y aleaciones β. Las aleaciones tipo α / β se suelen clasificar a su vez en casi-α, cuando tiene una estructura esencialmente α a temperatura ambiente, y casi-β, cuando la estructura a temperatura ambiente es mayoritariamente β. La manipulación de estas variaciones cristalográficas mediante adición de aleantes y procesos termomecánicos da lugar a un amplio rango de aleaciones y propiedades. 2.1.1.2.2 El titanio cp La elevada reactividad del titanio dificulta la obtención del metal puro, por lo que en aplicaciones comerciales se trabaja con titanio denominado comercialmente puro (cp), con diferentes niveles de impurezas presentes en su composición. La normativa de la American Society for Testing Materials (ASTM) clasifica el titanio cp en cuatro grados, definidos por la concentración presente de otros elementos, como se muestra en la tabla 1. Fig. 1: Estructuras cristalinas Pág. 16 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea 3. Fractura final, la que ocurre muy rápidamente una vez que la fisura en avance ha alcanzado un tamaño crítico o excesiva deformación plástica). Así la vida a la fractura o el número total de ciclos para la fractura, se puede tomar como la suma de los ciclos requeridos para la iniciación Ni más los de propagación Np: Ntotal = Ni + Np La contribución de la etapa de fractura final es insignificante ya que ella se produce muy rápidamente. Las proporciones relativas a la vida total de Ni y Np, dependen del material en particular y de las condiciones de ensayo. A niveles bajos de tensiones (por ejemplo para fatiga de altos ciclos), una gran fracción de la vida a la fatiga se utiliza en la iniciación de la fisura. Cuando se incrementan los niveles de tensiones, Ni disminuye y las fisuras se forman más rápidamente. Así para fatiga de bajo ciclos (alto nivel de tensiones), la etapa de propagación es predominante (por ejemplo Np>Ni). Las fisuras asociadas con la fractura por fatiga casi siempre se inician (o nuclean) sobre la superficie de la pieza en algún punto de concentración de tensiones. Los sitios de nucleación de fisuras incluyen ralladuras, filetes de maquinado, rugosidades, filetes, dentados, etc... Además las cargas cíclicas pueden producir discontinuidades superficiales microscópicas resultado del deslizamiento de dislocaciones las cuales también pueden actuar como concentradores de tensiones, y ser iniciadores de fisuras. Una vez que una fisura estable ha nucleado, comenzara a propagar inicialmente muy despacio y, en metales policristalinos, a lo largo de planos cristalinos con altas tensiones de corte. A esto algunas veces se la llama etapa I de propagación como se muestra en la figura 4. Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 17 2.1.2.5. Factores que afectan la vida a la fatiga 2.1.2.5.1 Tensiones medias La dependencia de la vida a la fatiga con respecto a la amplitud de tensiones se representa en el gráfico S-N. Normalmente se toman para tensiones medias constantes σm, pero las normas para los implantes dentales especifican el contrario. Sin embargo, las tensiones medias, también afectaran la vida a la fatiga, cuya influencia puede ser representada por una serie de curvas S-N, medidas a diferentes σm. El incremento del nivel de tensiones medias conduce a un decremento en la vida a la fatiga. 2.1.2.5.2 Efectos de la superficie Para muchas situaciones de cargas, las máximas tensiones en un componente o estructura se producen en su superficie. Consecuentemente, la mayoría de las fisuras que llevan a la fractura por fatiga, se originan en la superficie., específicamente en lugares de concentración de tensiones. Por esto se ha observado que la vida a la fatiga es especialmente sensible a las condiciones y configuración de la superficie de los componentes. Numerosos factores influyen sobre la resistencia a la fatiga y el manejo ingenieril apropiado guiará a un mejoramiento en la vida a la fatiga. Esto incluye tanto los criterios de diseño, como así también los tratamientos superficiales. Fig. 4 : Representación esquemática que muestra las Etapas I y II de la propagación d e fisuras por fatiga en metales policristalinos. Pág. 18 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea 2.1.2.5.3 Factores de diseño El diseño de un componente puede tener una influencia significativa en sus características a la fatiga. Cualquier entalla o discontinuidad puede actuar como un concentrador de tensiones y luego sitio de origen de fisuras. Estas características de diseño incluyen acanaladuras, agujeros, filetes, etc. La forma de la discontinuidad (por ejemplo el tamaño del radio de curvatura) actuará como un mayor o menor concentrador de tensiones. La probabilidad de fractura por fatiga puede ser reducida evitando (siempre que sea posible), estas irregularidades, o haciendo modificaciones de diseño en donde los contornos cambian abruptamente de tal forma que, las esquinas sean eliminadas, suavizando sus radios de curvatura, por Ej. un cambio en el diámetro. 2.1.2.5.4 Tratamientos superficiales Durante las operaciones de maquinado, pequeños rayones y entallas se introducen invariablemente en la superficie de la pieza por acción de las herramientas de corte. Estas marcas pueden limitar la vida a la fatiga. Se ha observado que mejorando la terminación superficial por pulido se alcanza un incremento significativo en la vida a la fatiga. Uno de los métodos más efectivos de incrementar el rendimiento a la fatiga es introduciendo tensiones de compresión residuales en una fina capa externa de la superficie. Así las tensiones de tracción superficiales de origen externo serán parcialmente contrarrestadas y reducidas por las tensiones residuales de compresión. El efecto neto es que se reduce la probabilidad de la formación de fisuras y por lo tanto la fractura por fatiga. Las tensiones residuales compresivas son comúnmente introducidas, en metales dúctiles, mecánicamente por deformación plástica localizada en la región superficial. Comercialmente, esto se lleva a cabo a través de un método llamado “shot peening”. Partículas duras (shot) y pequeñas con diámetros en el rango de 0,1 a 1,0 mm son proyectadas a alta velocidad sobre la superficie a tratar. El resultado de la deformación induce tensiones compresivas a una profundidad entre un cuarto a la mitad del diámetro de las partículas. Endurecimiento en caja Esta es una técnica por la cual se alcanza el endurecimiento de la superficie y la vida a la fatiga en aleaciones de acero. Esto se lleva a cabo por un proceso de carburación o nitruración por medio de la exposición del componente a una atmósfera carburante o nitrurante a elevada temperatura. La capa externa es enriquecida en carbono o nitrógeno a través de un proceso de difusión atómica a partir de una fase gaseosa. La capa superficial es normalmente del orden de un milímetro en profundidad y es más dura que el interior del material. El mejoramiento de las propiedades de fatiga proviene del incremento de la dureza de la capa superficial, además de las deseadas tensiones residuales compresivas del proceso de carburación y de nitruración. Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 19 Fig. 5: Ilustración esquemática de los mecanismos de propagación de fisuras (etapa II) Esta etapa puede constituir una fracción grande o pequeña del total de la vida a la fatiga dependiendo del nivel de tensiones y naturaleza de la pieza en ensayo. Altas tensiones y la presencia de entallas favorece una duración de la etapa I corta. En la etapa I en metales policristalinos, las fisuras se extienden a través de sólo algunos granos. La superficie de fatiga que se forma en esta etapa tiene una apariencia plana y sin características. Una segunda etapa de propagación (etapa II) comienza mientras que la velocidad de propagación de la fisura aumente pronunciadamente. Además, en este punto hay también un cambio en la dirección de propagación siendo globalmente perpendicular a las tensiones aplicadas (Fig. 4). Durante esta etapa de propagación, el crecimiento de la fisura se produce por un proceso repetitivo de redondeo y afinado de la punta de la fisura, mecanismo que se ilustra en la figura 5. Al comienzo del ciclo de tensiones (carga cero), la punta de la fisura tiene la forma de una entalla doble (Fig. 5 (a)). A medida que la tensión de tracción se aplica (Fig. 5 (b)), se produce una deformación localizada de las puntas de las entallas a lo largo de planos de deslizamiento que están orientados en un ángulo a 45º relativos al plano de la fisura. Con el incremento del ancho de la fisura, la punta avanza continuamente por una deformación por corte, tomando una forma redondeada (Fig. 5(c)). Durante la compresión, la dirección de la deformación por corte se invierte (Fig. 5(d)) hasta que, cuando culmina el ciclo, se ha formado una nueva punta con doble entalla (Fig. 5(e)). Así la punta de la fisura ha avanzado la distancia de una entalla durante el transcurso de un ciclo completo. Este proceso se repite con cada ciclo, hasta que se alcance eventualmente algún tamaño de fisura crítico lo cual precipitará la etapa del final y fracturará catastróficamente. Pág. 20 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea a) Carga cero. b) Carga de tracción pequeña c) Carga de tracción máxima d) Carga compresiva pequeña e) Carga compresiva máxima f) Carga de tracción pequeña La región de la superficie de fractura formada en la etapa II de propagación puede ser caracterizada por dos tipos de marcas llamadas marcas de playas y estriaciones. Ambas indican la posición de la punta de la fisura en algún momento y aparecen como anillos concéntricos que se expanden a partir del punto o puntos de iniciación, frecuentemente dando un patrón circular o semicircular. Las marcas de playas, son de dimensiones macroscópicas y se pueden observar a simple vista. Estas marcas se encuentran en componentes que han experimentado interrupciones durante la etapa II de propagación, como por ejemplo una máquina que ha interrumpido el trabajo por cambio de operario. Cada banda de marca de playa representa un período de tiempo durante el cual la fisura ha crecido. Por otro lado, las estriaciones de fatiga son de tamaño microscópico y solo observadas con SEM. Se piensa que cada estriación representa la distancia de avance del frente de fisura durante un ciclo de carga simple. El ancho de las estrías depende y se incrementa con el aumento del rango de Tensiones. Se debe enfatizar que aunque las marcas de playas y estrías, que son características de la superficie de fractura por fatiga, tienen apariencia similar, ellas son diferentes en cuanto a su origen y tamaño. Puede haber miles de estrías dentro de una sola marca de playa. Frecuentemente, la causa de la fractura por fatiga se puede deducir después del examen de las superficies de fractura. La presencia de marcas de playas y/o estrías sobre la superficie de fractura confirma que la causa ha sido por fatiga, no obstante, la ausencia de una o de ambas marcas no excluye a la fatiga como causa de la fractura. Cuando la fractura se produce rápidamente, no aparecerán marcas de playas y estrías. Además, la fractura puede ser dúctil o frágil; cuando hay evidencias de deformación plástica se tomara como dúctil y en su ausencia como fractura frágil. Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 21 2.1.2.6. Efectos ambientales Los factores ambientales tales como: térmicos y corrosivos pueden también afectar el comportamiento a la fatiga de los materiales. La fatiga térmica se produce normalmente a elevadas temperaturas por tensiones térmicas fluctuantes; no siendo necesaria la presencia de tensiones mecánicas externas. Cuando la fractura se debe a la acción simultanea de tensiones cíclicas y ataque químico se llama fatiga por corrosión. Los ambientes corrosivos tienen una influencia negativa y producen vidas de fatiga cortas. Aún el ambiente atmosférico normal afectará el comportamiento a la fatiga de algunos materiales. Pequeñas picaduras (pit) pueden formarse como resultado de reacciones químicas entre el medio ambiente y el material, los cuales sirven como puntos de concentración de tensiones y por lo tanto como sitios para la nucleación de fisuras. Además, la velocidad de propagación de fisuras se aumenta como el resultado de un ambiente corrosivo. La naturaleza de los ciclos de tensiones también influenciará el comportamiento a la fatiga; por Ej. bajando la frecuencia de aplicación de carga llevará a períodos más largos durante el cual la fisura abierta esta en contacto con el medio ambiente y la vida a la fatiga se reducirá. Existen varias formas de prevenir la fatiga por corrosión. Por un lado, se pueden tomar medidas para reducir la velocidad de corrosión por alguna de las técnicas, por ejemplo aplicar revestimientos superficiales protectores, seleccionar un material con mayor resistencia a la corrosión, y reducir la acción corrosiva del medio ambiente. Otra prevención debería ser acciones para minimizar la probabilidad de la fractura por fatiga normal, como se describió anteriormente, por ejemplo reducir los niveles de tensión de tracción aplicados e imponer tensiones comprensivas residuales sobre la superficie de la pieza. Pág. 22 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea 2.1.3. La fatiga de los implantes 2.1.3.1. Los implantes Los implantes consisten en la colocación de una raíz de titanio en el interior del hueso maxilar o de la mandíbula por medio de una pequeña intervención quirúrgica. Sobre esta base podemos colocar, posteriormente, una o más piezas dentales. La principal ventaja es que podemos evitar que el paciente tenga que llevar prótesis removible (de quita y pon), que puede tener problemas de movilidad e incluso estéticos. Otra ventaja importante respecto a la prótesis fija tradicional (puente) es que se pueden reponer las piezas sin necesidad de “limar” las piezas vecinas. El Dr. Branemark de Suecia, invento los implantes osteointegrados en 1965. No existe ningún caso descrito de alergia al titanio, por lo que no puede existir un rechazo propiamente dicho. Puede ocurrir que un implante no se integre con la suficiente fuerza como para resistir la masticación. En los últimos años la técnica de colocación se ha simplificado considerablemente. El porcentaje de éxito en la actualidad es del 95% y, en la mayoría de los casos, si un implante no se integra, se puede sustituir por otro de mayor diámetro solventando así el problema. Son muy pocas las contraindicaciones que tiene este tipo de tratamiento. Su periodoncistá es el que debe valorar si tiene alguna enfermedad que lo impida y si la calidad y cantidad del hueso maxilar es suficiente para llevar a cabo la intervención. Implante dental Branemark que reemplaza una raíz perdida Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 23 2.1.3.2. Ensayos de fatiga realizados Se trata de determinar la resistencia a fatiga de los prototipos de implantes dentales auto roscados KLOCKNER10 de la casa Klockner implant system. Las informaciones que tenemos es que son hechos con titanio cp de grado 3. La parte protésica estaba unida por un tornillo con un pc de torsión de 25Ncm. De los 7 implantes uno se utilizó para determinar la resistencia máxima a flexión a 30º. Los 6 otros implantes fueron ensayados a fatiga variando las cargas máximas y mínimas todos a una frecuencia de 15 Hz. Para realizar los ensayos se utilizó una máquina de ensayos tracción compresión MTS Bionix 858 especialmente diseñada para trabajar sobre biomateriales que además tiene la posibilidad de realizar ensayos de fatiga y de torsión. Esta máquina fue equipada con una célula de carga MTS de 2,5 KN. El equipo se controló por medio de la conexión a Coneccion del diente al implante Resultado final Los implantes Pág. 24 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea un PC equipado con un paquete de software TestStar II ® . El equipo descrito se puede observar en la figura 6. El implante se sujetó en un soporte especialmente diseñado para ensayos con implantes dentales y se fijó con una inclinación de 30º respecto al eje z de la máquina de tracción compresión como se puede ver en la figura 7. Fig. 6: Máquina de ensayos tracción/compresión MTS Bionix 858 Fig. 7: Soporte de fijación para implantes dentales Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 25 2.1.4. Observaciones al microscopio 2.1.4.1. Microscopio όptico Para observar la microestructura de nuestro implante, lo cortamos de manera transversal, con una cortadora que tiene un disco de diamante: Ponemos las partes cortadas dentro bakelita a las 180°C para pulir después. Pulimos con discos de 400, 600 y 1200 con agua. Después utilizamos discos de alumina de 1µm y 0,5 µm. El implante después el pulido Maquina para el pulido La cortadora Ej d t Eje de corte Pág. 32 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea 2.2. Elaboraciόn de aleaciones biocompatibles de bajo mόdulo de Young 2.2.1. Introducción: metalurgia física de las aleaciones de titanio El titanio es un metal de transición con una estructura electrónica incompleta que le permite formar soluciones sólidas con muchos elementos de sustitución con un tamaño atómico del orden de +/- 20% del tamaño atómico del Ti. En su forma original, el titanio tiene una temperatura de fusión elevada (1678°C), con una estructura cristalográfica hexagonal compacta (HCP) α hasta la transición en fase β a 882,5°C, transformándose en una estructura centrada en el cuerpo (BCC) β por encima de esta temperatura. Las aleaciones de titanio se clasifican de la manera siguiente: α, near-α, α+β, β metaestable o β estable dependiendo de sus microestructuras a temperatura ambiente. Entonces, los elementos de aleación con el titanio se clasifican en tres grupos: α-estabilizantes como Al, O, N, C; β-estabilizantes como Mo, V, Nb, Ta, Fe, W, Cr, Si, Ni, Co, Mn, H y los neutrales como Zr. Las aleaciones de tipo α tienen una mejor resistencia a la corrosión y se utilizan en biomédica de manera limitada por sus bajas resistencias a temperatura ambiente. Las aleaciones α+β tienen una mejor resistencia por la presencia de estas dos fases. Sus propiedades dependen de la composición, de la proporción relativa de cada fase α/β, de los tratamientos térmicos y de los procesos termo-mecánicos. Las aleaciones β (estable o metaestable) son aleaciones de titanio de alta resistencia, de buena deformabilidad y de endurecimiento elevado. Las β-aleaciones tienen también la posibilidad única de combinar modulo elástico bajo y buena resistencia a la corrosión. Una β-aleación se define químicamente como una aleación con una composición por encima de βc (Fig. 9), o sea conteniendo bastante β-estabilizante para obtener una fase 100% β después de un temple por encima de la línea de β-transición. Sin embargo, estas aleaciones pueden ser de fase α+β con una fase β metaestable y con la posibilidad de precipitar una segunda fase mediante un envejecimiento. Las aleaciones con una cantidad elevada de β-estabilizante, por encima de βs, están consideradas como β-aleaciones estables en cuales no hay precipitación durante un tratamiento térmico de larga duración. Fig. 9: Pseudo-diagrama de fase de estabilización de la fase β. Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 33 Las variantes de procesamiento de las aleaciones base titanio permiten controlar la microestructura y, entonces, optimizar las propiedades de las aleaciones como la ductilidad, la resistencia, la resistencia a la fatiga... Aparte de la fase α, se pueden observar también precipitaciones de fase β’ o ω y/o compuestos intermetálicos dependiendo de la composición, tratamientos térmicos, procesamiento y condiciones en servicio. Estudios sobre el comportamiento biológico de los elementos metálicos han mostrado que las composiciones de los biomateriales deben ser muy precisas para minimizar reacciones indeseables del cuerpo. Reacciones locales indeseables reacciones alérgicas por causa de elementos metálicos se deben a la liberación de iones metálicos del implante. Esta liberación de iones depende de la velocidad de corrosión de la aleación y de la solubilidad de los primeros productos formados por esta corrosión. En un ensayo de corrosión in vivo, Steinemann concluyo que los elementos V, Ni y Co son elementos tóxicos (cuando no son utilizados en aleaciones) mientras que Ti y sus aleaciones, aceros inoxidables, aleaciones Co, Cr, Mo, Ni y Ta, Zr, Nb y Pt son materiales “resistentes” con respecto a las velocidades de corrosión. Sin embargo, como hemos visto en el aparte anterior sobre la biocompatibilidad de los elementos, el asunto no es tan claro y experiencias mas recientes limitan las posibilidades. Ti y algunas de sus aleaciones, Ta, Nb y Zr producen esencialmente óxidos insolubles, siendo los más adecuados para aplicaciones biomédicas. Finalmente, Zr y Nb presentan una pasividad ideal con una capa protectora estable, resistente químicamente y velocidades de disolución sus capas mínimas. De hecho, Zr y Nb contribuyen en formar esponteamente una capa de pasivación altamente protectora en las aleaciones de titanio y no son liberados, como Al o V, en el medio en iones disueltos pero mas bien incorporados en la película de pasivación. Entonces podemos concluir que los elementos Nb y Zr son elementos adecuados tanto frente a las posibilidades microestructurales como por sus buenas propiedades de Tabla 3: Reacción de los tejidos en contacto con implantes metálicos. Pág. 34 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea biocompatibilidad para alearlos con titanio con objetivo de elaborar materiales sanos para aplicaciones biomédicas. Los dos objetivos principales de esta parte del proyecto son que estas aleaciones tengan una actividad biológica casi-nula y un modulo de elasticidad muy bajo para acercar lo del hueso natural. 2.2.2. Aleaciones Ti-Zr 2.2.2.1. Características del Zirconio Como lo describimos antes, el zirconio es un elemento no-tóxico y se puede utilizar sin problemas sin peligro con respecto a sus reacciones en el cuerpo. A temperatura ambiente, es de fase α hexagonal compacta y, a partir de 862°C, cambia en fase β centrada en el cuerpo. Su masa molecular es de 91,224 g/mol y su densidad varia entre 6,04 y 6,51 g/cm3. Su temperatura de fusión es de 1852 ± 2°C. 2.2.2.2. Elaboración de las aleaciones Ti-Zr Se empezó con la elaboración de aleaciones de titanio y zirconio. El zirconio es un material que ya se utiliza por los dentistas y es un material más caro que el niobio. El diagrama de fase Ti-Zr presenta la fase βTi (la que puede dar martensita) en el rango de composiciones [0-100%Zr] como se puede observar en la figura 10. Por este motivo y, comparando con los datos en la bibliografía referentes a la aleación Ti-Nb, estaba interesante probar hacer aleaciones con el Zirconio. Fig. 10: Diagrama de fase del sistema binario Ti-Zr Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 35 Entonces, tenía al principio placas de zirconio de tipo 702 y 705 y cilindros de titanio puro que había que cortar en trozos para respetar las composiciones elegidas de manera que incluimos un amplio rango de composiciones debido a la no existencia de aleaciones con memoria de forma a base de titanio y de zirconio. 2.2.3. Aleaciones de Ti-Nb 2.2.3.1. Características del elemento Niobio El niobio se utiliza esencialmente aleado con Zr, Hf, W, Ta y Mo para aumentar la resistencia a alta temperatura en aplicaciones aerospaciales y en aleaciones con titanio o estaño para superconductores. Su estructura es de cúbico centrado en el centro y su peso molecular es de 92,91 g/mol. A temperatura ambiente, su densidad es de 8,57 g/cm3 y su temperatura de fusión es de 2468°C. 2.2.3.2. Elaboración de las aleaciones Ti-Nb Para fabricar las aleaciones de Ti-Nb, lo primero era buscar bibliografía sobre las aleaciones con memoria de forma a base de estos metales. Las investigaciones sobre este tipo de aleación se desarrollo para intentar remplazar la aleación NiTi por su posible toxicidad sobre todo con respecto a su elevado contenido en Níquel. Los artículos mas utilizados para este parte fueron los siguientes: “The shape memory effect in a titanium-35wt.% niobium alloy” por C. Baker en 1971; “Dévelopement d’un nouvel alliage superélastique sans nickel pour applications médicales” de P. Olier y L. Chandrasekaran en 2002 y “Martensitic transformation and metastable β-phase in binary titanium alloys with d-metals of 4-6 periods” de A.V. Dobromyslov y V.A. Elkin en 2003. Estos trabajos permitieron plantear un poco el tema y tener ideas de las composiciones requeridas para obtener la aleación deseada. Composiciones químicas de las aleaciones de Pág. 36 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Aunque el diagrama de fase del sistema Ti-Nb presente la fase βTi en el rango [0, 100] wt.% Nb, permitiendo teóricamente obtener lo que buscamos, se debe tener una cantidad mínima de niobio para obtener una aleación que presente temperaturas de transformación martensítica. De acuerdo con el diagrama de fase del sistema Ti-Nb (Fig. 11) y de los autores, se debe tener una composición mínima en niobio de 23 at.% para obtener la fase β (tabla 4), fase que nos permite obtener martensita en las aleaciones de titanio. P. Olier y L. Chandrasekaran explican que se obtuvo una recuperación de forma de 3% en la aleación Ti-35wt.% Nb investiga por Baker pero que las temperaturas de transformación reportadas para esta aleación están demasiado elevadas para utilizarla en biomateriales. Aumentando el porcentaje de niobio hasta 37 wt.%, se puede obtener una temperatura de transformación martensítica alrededor de 25°C, temperatura adecuada porque mucho más cerca de la temperatura del cuerpo humano. Sin embargo, precisan que la transformación martensítica no es completa cualquier sean las condiciones de temple desde la faseβ. Por eso, ellos han decido añadir elementos al sistema Ti-Nb (Hf o Zr) que pueden estabilizar la fase martensítica para composiciones elevadas en niobio (> 35 wt.%) y obtener una temperatura de transformación martensítica alrededor de 37°C. Para fabricar las aleaciones de Ti-Nb se utilizó titanio puro en forma de barras igual que para alear con el zirconio y niobio puro de pureza 99,8%. Fig. 11: Diagrama de fases de sistema binario Ti-Nb Tabla 4: concentración mínima en d-metales de las periodos 4-6 para la estabilización completa de la fase β a temperatura ambiente en aleaciones de titanio templadas (at.%). Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 37 2.2.4. Proceso de fabricación de las aleaciones Se utilizó el horno Titec de Orotig F205M (Fig. 12 y Fig. 13) que es un horno con arco eléctrico con un electrodo de wolframio y con una atmósfera de argón para prevenir la presencia de oxígeno o de otros elementos perjudiciales. Este tipo de horno es el más adecuado para fundir botones de aleaciones a base de titanio y se utiliza por los laboratorios protésicos para hacer las dentaduras y los implantes de odontología. En base a esto, planteamos la posobolidad de fabricar aleaciones Ti-Zr y Ti-Nb. Interruptor principal Puerta Ventana para observar la cámara stop Control de la presión de argón en la cámara Start Timer Selector "chamber p ur g in g " o "shieldin g g as" Vertical Control del vacío Presión de aire Presión de argón Selector "manual" o "auto" Horizontal Grip lifter Fig. 12: El horno Titec Pág. 38 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Es un horno que permite fundir y colar metales (la cámara se pone horizontal para fundir metales y puede volcarse para colar el metal fundido en un molde). Se obtuvo el peso equivalente en titanio cortando trozos de las barras con la cortadora Struers Minitom (Fig. 14) con disco de diamante y controlando el peso con una balanza Sartorius BP 211D de alta precisión que mide hasta la quinta decimal (Fig. 15). Fig. 13: Vista interior del horno con el material sobre el crisol de cobre y por debajo del electrodo de tungsteno, en posición para fundir con la cámara en posición horizontal. Molde Aguja de tungsteno Material a fundir Crisol de cobre Fig 15: balanza de alta p recisión Sartorius para control de piso de la materia prima en objetivo de fundir botones con una composición precisa. Fig 14: Cortadora con disco de diamante para la preparación de las muestras. Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 39 Después había que fundir el conjunto para obtener una masa homogénea correspondiendo a la aleación deseada gracias al horno. Para conseguir esto, dos o tres fundiciones son necesarias, dando una vuelta al botón cada vez (Fig. 16). Todos los pasos para poner en marcha el horno, utilizarlo y apagar están bien explicados en documento P.N.T. realizado por el grupo de biomateriales. Básicamente, para cada fundición, se ponen los trozos de metal en el crisol del horno a una distancia de 5 mm por debajo de la aguja de tungsteno que produce el arco, y se cierra el horno. Se aprieta "Start". Antes de fundir el horno hace vacío (-1 bar) y inyecta argón dos veces para purgar la cámara produciéndose después el arco. Cuando se observa que el metal está bien rojo y que tiene una forma de yema, se para el arco y se introduce argón manualmente apretando el botón "shielding gas", en la cámara para enfriar la aleación más rápidamente y evitar la oxidación. Después de unos 10 minutos, se puede sacar el metal del horno. Si el botón está oxidado, se pule antes darle la vuelta y fundirlo de nuevo (para que el oxígeno que forma la capa de óxido no afecte a la aleación durante la siguiente fundición). Después de estas fundiciones teníamos el material necesario para hacer los ensayos que caracterizaron las aleaciones. Fig. 16 : Vista por encima de un botón de Ti-Nb sobre el crisol de cobre. Después de cada fundición (tres en total cada vez), se da la vuelta al botón para asegurar una buena homogenización. Pág. 40 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea 2.3. Fatiga, osteointegración y toxicidad de barras de Tántalo Poroso 2.3.1. El Tántalo 2.3.1.1. Generalidades Elemento químico cuyo símbolo es Ta, su número atómico es 73 y su peso atómico 180,948 g/mol. Es un elemento del quinto grupo de la tabla periódica y pertenece a la serie de los de transición 5d. Se le conocen también estados de oxidación de IV, III y II. El metal tántalo se emplea en la fabricación de capacitares para equipo electrónico, los cuales incluyen radios de banda civil, detectores de humo, marcapasos cardiacos y automóviles. Se utiliza también en las superficies para transferencia de calor del equipo de producción en la industria química, en especial cuando se tienen condiciones extraordinarias corrosivas. Su inercia química ha hecho que se le hayan encontrado aplicaciones dentales y quirúrgicas. El tántalo forma aleaciones con un gran número de metales. Tiene una importancia especial el ferrotantaló, el cual se agrega a los aceros austeníticos con el fin de reducir la corrosión intergranular. El metal es bastante inerte al ataque con ácidos, excepto al ácido fluorhídrico. Se oxida con mucha lentitud en soluciones alcalinas. Los halógenos (halogenuros) y el oxígeno reaccionan con él en caliente, para formar haluros y óxido correspondientes, con estado de oxidación V. A temperatura elevada absorbe hidrógeno y se combina con el nitrógeno, el fósforo, el arsénico, el antimonio, el silicio, el carbono y el boro. El tántalo forma también compuestos por reacción directa con el azufre, el selenio y el telurio, a temperaturas elevadas. Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 41 2.3.1.2. Los implantes Nombre Tántalo Número atómico 73 Valencia 2,3,4,5 Estado de oxidación 5 Electronegatividad 1,5 Radio covalente (Å) 1,38 Radio iónico (Å) 0,73 Radio atómico (Å) 1,46 Configuración electrónica [Xe]4f145d36s2 Primer potencial de ionización (eV) 6,02 Masa atómica (g/mol) 180,948 Densidad (g/ml) 16,61 Punto de ebullición (ºC) 5425 Punto de fusión (ºC) 2996 Descubridor Anders Ekeberg en 1802 Una barra de tantalo poroso Pág. 48 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea 3. Resultados y discusión 3.1. Implantes dentales 3.1.1. microestructura Las tomas del microscopio óptico dan una buena representación de la microestructura del implante en sus diferentes partes. Como lo podemos ver en la siguiente toma, aparece una microestructura de tipo α. Podemos ver esta estructura equiaxial típica del titanio cp de grado 3: Las fotos fueron tomadas en los sitios numerados Toma 1 de la parte superior del implante × 940 Toma 2 del sitio del tornillo × 940 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 49 La microestructura equiaxial se obtiene cuando el titanio es trabajado en frío y recocido a temperaturas inferiores a la de β-transus. El tamaño de grano obtenido tiene a ser reducido ya que el crecimiento de grano se ve inhibido por las temperaturas de trabajo relativamente bajas y por la presencia de impurezas (elementos α-estabilizantes) en los límites de grano con efecto de anclaje. También es habitual la presencia de maclas. Una ejemplo de esta microestructura se presenta en las tomas 1, 2, 3, y 4. Se encontré un tamaño de grano medio de ~7,98 µm. En la parte de la cabeza del implante (Toma 4), parece que los granos son texturados. Eso significa que tienen como una dirección. Esta textura se encuentra cuando las piezas proceden de una barra que fue fabricada por inyección de metal fundido. Además, el tamaño de grano de esta parte del implante parece mucho mas pequeño. La precisión que tenemos no permite de medir su tamaño medio, pero parece como entre 5 y 10 veces más pequeño que lo de los granos del resto de la pieza. × 940 Toma 3 de la parte inferior del implante × 940 Toma 4 de la cabeza del implante Aspecto texturado de los granos de la parte de la cabeza del implante Pág. 50 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea 3.1.2. Curva S-N de fatiga En el ensayo de resistencia máxima a la flexión se obtuvo un valor máximo de 1637 N. En consecuencia se determinaron los 6 ensayos de fatiga como se describe en la siguiente tabla: La función de fatiga fue sinusoidal. El número de ciclos que soportó cada implante de puede observar en la tabla 6: Ensayo nº Fuerza máxima (N) Fuerza mínima (N) Amplitud (N) Frecuencia (Hz) 1 1300 130 1170 15 2 1200 120 1080 15 3 1100 110 990 15 4 1000 100 900 15 5 800 80 720 15 6 600 60 540 15 Tabla 5: características de los ensayos de fatiga realizados Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 51 A continuación se muestra la curva S/N descrita por la carga máxima en las abcisas y el logaritmo decimal de los ciclos soportados en las ordenadas: Esta curva no presenta una limite de fatiga,es que representa la flecha roja, pero consideramos que la valor de N=4*106 ciclos, que corresponde con una fuerzaMAX de 600 N demostré que estos implantes tienen excelentes propiedades de resistencia a la fatiga. Parecía que el límite de fatiga llega más con fuerzas menores y un número de ciclos mucho mas elevado. Ensayo nº Carga máxima (N) Ciclos soportados 1 1300 4792 2 1200 10240 3 1100 35048 4 1000 84936 5 800 380000 6 600 4000000 SIN ROTURA Fig. 17: Curva S-N del implante prototipo de implante dental KLOCKNER10 0 500 1000 1500 34567 LOG N (ciclos) FuerzaMAX aplicada (N) Pág. 52 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Fmax = 800 N Fmax = 1000 N Después los ensayos de fatiga, las superficies de fractura de los implantes destruidos fueron examinados por SEM para ver las características de la fractura. La morfología de la fractura fue identificada mediante el análisis de la microestructura. 3.1.3. Micrografías de fractura Hemos tomado fotos de las superficies de fractura para entender los mecanismos de la fatiga. Vamos a comparar primero las fotos de rotura para diferentes fuerzaMAX, y además los estados de las superficies en zonas distintas características. 3.1.3.1. Estado general de las superficies de fractura Se encuentran mas abajo las fotos de SEM de dos implantes fracturados por fatiga a diferentes fuerzas: 800 N y 1000 N. La observación la más evidente es que distinguimos 3 zonas distintas en cada muestra. Vamos a llamar comúnmente estas zonas zona de fatiga de primero orden, zona de fatiga de segundo orden, y zona de rotura dúctil. Esquema de las 3 zonas de fractura: 1. zona de fatiga de primero orden 2. zona de fatiga de segundo orden 3. zona de rotura Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 53 Primero vamos a confundir las zonas 1 y 2, porque son ambos zonas de fatiga. Tenemos entonces dos zonas características: la zona de fatiga y a la zona de rotura. La zona de la fatiga es el área de la propagación de la grieta. El área de la rotura final se llama rotura o zona instantánea. En la investigación de los implantes fallados, la zona de la rotura mostré la ductilidad del material, el tipo de cargamento, y la dirección del cargamento. El tamaño relativo de la zona de la rotura comparada con la zona de la fatiga relaciona el grado de sobrecarga aplicado a la estructura. La cantidad de sobrecarga se puede determinar a partir de la zona de fatiga como sigue: sobrecarga elevada si la superficie de la zona de fatiga es muy pequeña comparada con la superficie de la zona de la rotura; sobrecarga media si el tamaño o el área de ambas zonas es casi igual; sobrecarga baja si el área de la zona de la ruptura es muy pequeña. Con nuestro implante, parece que la sobrecarga es débil, porque tenemos una superficie de rotura final relativamente pequeña comparada con la de fatiga. Además, parece que la superficie de rotura final, relativamente a la superficie de fatiga aumenta con la fuerzaMAX de cargamento (y entonces con la sobrecarga). La zona de fatiga puede ser descrita como sigue: un aspecto frotado, y aterciopelado liso, la presencia de las ondas conocidas como « clam-shells », y el modelo de borde de arenque o el rastro granular demuestra el origen de la grieta. En general, las marcas de la parada indican las variaciones en el índice de la propagación de grieta debido a las variaciones en amplitud de la tensión en un uso cíclico que varía con tiempo. La figura siguiente es una representación esquemática de la zona de la fatiga. Representación esquemática de las zonas de fatiga y rotura Pág. 54 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Las tomas siguientes son las mismas que mas arriba, sobre las cuales he bosquejado algunas zonas características de los ensayos de fatiga: Para ambos muestras, distinguimos la zona de rotura dúctil R: en este sitio, la rotura se acompaña de una fuerte deformación plástica. Como se puede observar en la toma siguiente, la microestructura ha sufrido un estiramiento en la dirección de la tracción: Como se podía preverlo, la superficie de rotura dúctil esta mas grande con los implantes que han sufrido una fuerza máxima mas elevada. Una gran cantidad de deformación plástica suele estar asociada con la fractura dúctil, mientras que lo opuesto es sinónimo de fractura frágil. Zona de rotura dúctil R del implante Fmax = 1000 N Fmax = 800 N Fmax = 1000 N Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 55 Además podemos observar la presencia de estrías (que hemos marcada con curvas blancas sobre las tomas bosquejadas.) Estas estrías están en forma de curvas concéntricas centradas en el punto de iniciación de las fisuras. La fatiga tiene por efecto de golpear la microestructura. Las superficies golpeadas son las zonas G en nuestro esquema. Durante las fases de compresión de los ciclos de fatiga, la parte superior del implante ya fisurada aplasta la parte inferior.De hecho, son las dos partes inferior y superior que se aplastan entre ellas. Este efecto aparece bien en esta ampliación de la muestra que corresponde con Fmax = 800 N. Podemos observar como placas que pertenecen a la misma familia de planos paralelos, y perpendiculares al eje de las fuerzas cíclicas. Observación: En el implante que ha sufrido Fmax = 800 N, hay como una zona muy plana en el lado donde se ha empezado la fisura. Parece que este parte se ha roturado muy rápidamente, dejando una superficie muy lisa, como si haya un defecto en la pieza. Este sitio esta marcado con la letra D, como defecto. 3.1.3.2. Diferentes ordenes de la fatiga Como se ha observado mas arriba, distinguimos en las superficies de los implantes fracturados dos zonas distintas de la fatiga: no se exactamente cual es la razón exacta de la presencia de estas dos zonas aunque normalmente tendremos que observar solamente UNA zona de fatiga. Pienso que eso puede venir del diseño del implante. Zona golpeada del implante Fmax = 800 N Pág. 56 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Al empezar el ensayo, la parte que participa en la resistencia de la cabeza es la parte atornillada, como de puede ver en el esquema siguiente, pero después una cierta deformación, la parte superior del cuerpo inferior del implante participa de manera muy importante en la resistencia. Pienso que puede ser que es por esta razón que distinguimos dos zonas diferenciadas de fatiga, la segunda apareciendo cuando la influencia de la parte superior del cuerpo del implante toma una parte primordial en la resistencia a la fatiga. Seria por eso que vemos una distinción entre las 2 zonas de fatiga. 3.1.4. Comportamiento electroquímico 3.1.4.1. Circuito abierto La tabla siguiente muestra la curva E = f(t) para nuestro implante de Ti cp El Ecorr está, aproximadamente de 195 mV. circuito abierto 0 20 40 60 80 100 120 140 160 180 200 0 500 1000 1500 2000 tiempo [s] potencial [mV] potencial (mV) Curva de circuito abierto Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 57 3.1.4.2. Voltametría cíclica En la Figura más abajo se muestra los resultados obtenidos para el ensayo de VC. El material estudiado, muestra una gran capacidad de repasivación, como demuestra la rápida caída en la corriente, hasta alcanzar valores nulos, al revertir el ciclo de polarización, es decir, en la rama de avance hacia potenciales más nobles. Parece que este implante tiene muy buenas propiedades de resistencia a la corrosión porque tiene la capacidad de pasivarse y reestructurarse con altas diferencias de potencial aplicadas. Vamos a estudiar los diferentes partes de nuestra curva de voltametría: 1. pasivación 2. restructuración : -estoequiometrica -cristallografia 3. nuevo estado de estabilización electroquímica 4. dissociación del agua 5. repasivación Representación esquematica de las diferentes zonas de la curva de voltametría ciclica Curva de voltametría ciclica voltametria ciclica -0,00001 0,00001 0,00003 0,00005 0,00007 0,00009 -0,3 0,7 1,7 2,7 E vs Plata [V] I [A] corriente (A) Pág. 64 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Con mas precisión… A un nivel microestructural Vamos a acercarnos de la microestructura para ver el nivel de recubrimiento que se ha desarollado : Al examinar el recubrimiento con mas precisión, se observa que el recubrimiento no esta muy uniforme, pero que hay como fisuraciones de la capa de HA. Eso viene del hecho que las propiedades del implante y del recubrimiento no son las mismas. Entonces, el implante podrá sufrir tensiones y deformaciones sin problema, cuando el recubrimiento va a agrietarse para las mismas solicitaciones. Implante que ha pasado una temporada en el cuerpo humano Implante recubierto en grande parte por HA Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 65 Vamos a observar la osteointegración al nivel de los cristales: La comparación de estas dos zonas del implante demuestra que la osteointegracion, mientras que sea excelente, no esta completa y puede mostrar irregularidades, como lo muestran las dos micrografias mas arriba. En le primera micrografía, no hay mucho recubrimiento, y en la segunda, el recubrimiento parece mucho mas adelantado. Parece que las partículas de HA tienen la tendencia de formar puentes entre los cristales de tántalo. Comparicion de dos zonas de osteointegracion al nivel microscropico Puentes de HA Pág. 66 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Una ampliación de esta zona confirma esta hipótesis. La HA tiene una estructura tridimensional que nos recordé la del tántalo poroso, pero en una otra escala. Parece que tiene la tendencia de formar una red por encima del tántalo. Los resultados clínicos preliminares para este tántalo poroso indican que el implante puede sustituir o aumentar las partes hueso-deficiente o ausente y proporcionar con éxito una plataforma estable sobre la cual una subestructura de HA se puede fijar. Una otra ventaja es que la condición clínica preoperative de pacientes es pobre. Aunque algunos de los pacientes continúan teniendo dolor residual, la función y el resultado clínicos están mejorados día tras día. Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 67 4. Conclusión La reposición de las piezas dentales alcanza hoy en día un alto grado de perfección con la colocación de los implantes dentales que imitan perfectamente la estructura del diente (raíz y corona) y es, por tanto, la rehabilitación más natural. Los implantes dentales son en titanio, un metal noble que presenta como principales características tener una resistencia a la corrosión excepcional y entonces ser bien tolerado por el organismo y tener capacidad de integrarse en el hueso no existe la probabilidad de que causen una respuesta antígeno-anticuerpo que pudiera ocasionar un rechazo similar al que ocurre a veces en los trasplantes de corazón y de riñones. Ya que el titanio es biocompatible no existe rechazo a los implantes, es decir no produce ninguna reacción en nuestro organismo; sin embargo se pueden perder los implantes si se produce una infección o si se le obliga a soportar más carga de la que deben. En manos experimentadas el porcentaje de éxito se acerca al 100%. El tántalo poroso es un nuevo biomaterial. Se emplea desde hace décadas en la producción de catéteres, y que consigue una mayor osteointegración que otros materiales. Hace cinco años que se nota un incremento en la utilización del tantalio poroso para la fabricación de prótesis. Eso es la consecuencia directa de una mejor osteointegración frente a otros materiales. Javier Gil se refirió a este nuevo biomaterial y su utilidad como posible sustituta de los tradicionales empleados en la fabricación de prótesis, dado que, entre otras ventajas, el tantalio evita la necesidad de utilizar recubrimientos. A lo largo de los años de estudio hemos visto que la fijación conseguida con tantalio supera la de otros materiales, con un buen mantenimiento de la densidad ósea. El tántalo poroso se perfila como el material del futuro para prótesis. Pág. 68 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Bibliografía Influence of the different behaviour at tension and compression on density distribution of porous metals Bontcheva, N., Zeitschrift fuer Angewandte Mathematik und Mechanik, ZAMM, Applied Mathematics and Mechanics, v 77, n Suppl 1, 1997, p S47 Influence of compression on the yielding of porous materials Stahlberg, U.P.A. (Royal Inst of Technology); Keife, Hans International Journal of Powder Metallurgy (Princeton, New Jersey), v 27, n 3, Jul, 1991, p 217-225 Effects of Loading Frequency Changes on Fatigue Strength of Titanium Dental Implants D.A. RUNYAN, and G.A. 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Rack, School of Chemical and Materials Engineering, Clemson University, Clemson, SC 29634, USA Biomaterials 19 (1998) 1621–1639 A New Porous Tantalum Biomaterial: Experimental Studies Michael Tanzer,M.D.,F.R.C.S.(C), Director Orthopaedic Group, Associate Professor, Department of Surgery, McGill University, Montreal, Quebec Bone ingrowth characteristics of porous tantalum and carbon fiber interbody devices: an experimental study in pigs Xuenong Zou, MDa,c,*, Haisheng Li, MDa, Mathias Bu¨nger, MSa, Niels Egund, MD, DMScb, Martin Lind, MD, PhD, DMSca, Cody Bu¨nger, MD, DMSca The Spine Journal 4 (2004) 99–105 Characteristics of bone ingrowth and interface mechanics of a new porous tatalum foam Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 71 J D Bobyn; G J Stackpool; S A Hacking; M Tanzer; J J Krygier Journal of Bone and Joint Surgery; Sep 1999; 81, 5; ProQuest Medical Library pg. 907 Cyclic plastic deformation of tantalum and niobium at very high numbers of cycles M. Papakyriacou a,b, H. Mayer a,*, H. Plenk Jr c, S. Stanzl-Tschegg a Materials Science and Engineering A325 (2002) 520–524 Forming and bending of metal foams Nebosky P, Tyszka D, Niebur G, Schmid S MATERIALS PROCESSING AND DESIGN: MODELING, SIMULATION AND APPLICATIONS, PTS 1 AND 2 712: 1496-1501, 2004, AIP CONFERENCE PROCEEDINGS Ghosh S, Castro JM, Lee JK Structure, Metallurgy, and Mechanical Properties of a Porous Tantalum Foam Lyle D. Zardiackas, Douglas E. Parsell, Lance D. Dillon, Darrell W. Mitchell, Laura A. Nunnery, Robert Poggie School of Dentistry/Biomaterials, University of Mississippi Medical Center, 2500 North State Street, Jackson, Mississippi 39216 Revision and Salvage Patellar Arthroplasty Using a Porous Tantalum Implant Sam Nasser, MD, PhD*†, and Robert A. Poggie, PhD‡§ The Journal of Arthroplasty Vol. 19 No. 5 2004 Preparation of calcium phosphate coating on porous tantalum H. B. WEN, R. A. J. DALMEIJER, F. Z. CUI , C. A. VAN BLITTERSWIJK, K. DE GROOT Pág. 72 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea JOURNAL OF MATERIALS SCIENCE LETTERS 17 (1998) 925±930 Fractura De Materiales Ing. Ricardo Echevarria LAB. de E.N.D. – F.I.- UNIV. NAC. COMAHUE AÑO 2003 UNIVERSIDAD NACIONAL DEL COMAHUE Facultad de Ingenieria Laboratorio de Ensayos No destructivos Structural and electrochemical examinations of PACVD Ti02 films in Ringer solution J. Gluszek, J. Masalski, P. Furman and K. Nitsch* Biomoteriols 18 (1997) 789-794 0 1997 Electrochemical corrosion of titanium and titanium-based alloys Chotiros Kuphasuk, Yoshiki Oshida, Carl J. Andres, Suteera T. Hovijitra, Martin T. Barco, and David T. Brown, School of Dentistry, Indiana University, Indianapolis, Ind. ESTUDO DO BIOMATERIAL Ti-6Al-4V EMPREGANDO-SE TÉCNICAS ELETROQUÍMICAS E XPS Ivan Ramires e Antonio Carlos Guastaldi Instituto de Química de Araraquara, Universidade Estadual Paulista, CP 355, 14801-970 Araraquara – SP Quim. Nova, Vol. 25, No. 1, 10-14, 2002 Fibrous tissue ingrowth and attachment to porous tantalum S.A. Hacking,1,2,4 J.D. Bobyn,1-4 K.-K. Toh,1 M. Tanzer,1-3 J.J. Krygier1 Comportamiento mecánico y químico de biomateriales para sustitución ósea Pág. 73 Biocompatibility and osteogenesis of refractory metal implants, titanium, hafnium, niobium, tantalum and rhenium Hironobu Matsuno, Atsuro Yokoyama, Fumio Watari, Motohiro Uo, Takao Kawasaki Biomaterials 22 (2001) 1253 1262 http://www.implantdent.net/ http://www.klocknerimplantsystem.com/esp/index.php http://www.tupediatra.com/temas/tema179.htm http://www.pulevasalud.com/subcategoria.jhtml?ID_CATEGORIA=2867&RUTA=1-747-380101567-2867&ABRIR_SECCION=747#