Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio

Equation Chapter 1 Section 1 Trabajo Fin de Grado Grado en Ingeniería Aeroespacial Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio Autor: Carlos Romero Villarreal Tutores: Yadir Torres Hernández Cristina M. Arévalo Mora Dep. Ingeniería y Ciencia de los Materiales y del Transporte Escuela Técnica Superior de Ingeniería Universidad de Sevilla Sevilla, 2015 iii Trabajo Fin de Grado Grado en Ingeniería Aeroespacial Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio Autor: Carlos Romero Villarreal Tutor: Yadir Torres Hernández Profesor Titular Cristina M. Arévalo Mora Profesora Contratada Doctora Dep. Ingeniería y Ciencia de los Materiales y del Transporte Escuela Técnica Superior de Ingeniería Universidad de Sevilla Sevilla, 2015 v Trabajo Fin de Grado: Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio Autor: Carlos Romero Villarreal Tutor: Yadir Torres Hernández Cristina M. Arévalo Mora El tribunal nombrado para juzgar el Proyecto arriba indicado, compuesto por los siguientes miembros: Presidente: Vocales: Secretario: Acuerdan otorgarle la calificación de Sevilla, 2015 El Secretario del Tribunal vii The future is unwritten Joe Strummer ix Agradecimientos Este trabajo es la culminación a los cuatro años de estudios que he pasado aquí en la Escuela Técnica Superior de Ingeniería, estudiando Grado en Ingeniería Aeroespacial. No han sido solo cuatro años de estudio, han sido cuatro años de experiencias y de crecimiento personal y, desde luego, este paso por la Escuela ha dejado su marca incluso en mi forma de pensar (uno ya aborda casi todos los temas con ese pensamiento cuasiingenieril). Cuatro años de risas y de buenas experiencias, que yo me quedo con lo bueno y, si ha habido malas experiencias, pues han servido para aprender de ellas. Desde luego, con un trabajo experimental como este, he aprendido mucho más errando que acertando. Es imposible no comenzar los agradecimientos sin nombrar a mis tutores, Yadir y Cristina, que son los que me han guiado y los que me han ayudado a que este trabajo que ahora se presenta haya cobrado forma. También tengo que agradecer a Isabel y José Antonio su apoyo y colaboración. Este trabajo tampoco se podría haber realizado sin las personas más importantes del laboratio: Jesús, Mercedes y Miguel. Y tampoco, sin los aportes de Ángel, Gustavo, Laura, Eduardo y Gonzalo, de cuyos resultados también ha dependido este trabajo. Aparte de quiénes me han ayudado con los aspectos técnicos de este trabajo, no me puedo olvidar de la gente que ha estado conmigo siempre y que ha hecho lo posible por que yo esté aquí: mi familia. Ni me olvido de la gente que hace más llevadera y divertida la vida, mis amigos, tanto los que he hecho a lo largo de estos años aquí en Sevilla, como los de siempre de Córdoba. Por último, y no por ello menos importate, quiero dar las gracias a la gente en la sombra, los que nos marcan en nuestra etapa de desarrollo personal más importante, nos inculcan nuevas pasiones (y a veces, odios): los profesores. En especial, a esos profesores del instituto Séneca que se desvivían por conseguir mostrarnos la belleza de lo que nos enseñaban. 5.3.1 Ataque químico de las muestras de titanio poroso 46 5.4 Recubrimiento bioactivo de las muestras de titanio poroso 52 5.4.1 Recubrimiento por EPD 52 5.4.2 Recubrimiento sol-gel con hidroxiapatita sintética 55 6 Discusión 59 6.1 Estudio de la porosidad y su morfología 59 6.1.1 Curvas de compresibilidad 59 6.1.2 Sinterización 60 6.1.3 Método de Arquímedes 60 6.1.4 Análisis de Imagen 62 6.2 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico del titanio 65 6.2.1 Módulo de Young por ultrasonidos y de compresión 65 6.2.2 Resistencia a fluencia 66 6.2.3 Conclusiones del estudio del efecto del tamaño del poro sobre el comportamiento biomecánico del titanio 67 6.3 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biofuncional del titanio 67 6.3.1 Ataque químico de las muestras de titanio poroso 67 6.3.2 Recubrimiento bioactivo de las muestras de titanio poroso 69 7 Conclusiones 71 8 Trabajos futuros 73 Referencias 75 xvii Índice de Tablas Tabla 1: Variables del material que condicionan la respuesta del huésped 2 Tabla 2: Características de la respuesta del huésped ante biomateriales 3 Tabla 3: Materiales para dispositivos de largo plazo 5 Tabla 4: Requerimientos para prótesis de sustitución de hueso 6 Tabla 5: Propiedades mecánicas del hueso y metales que se utilizan para sustituirlo 6 Tabla 6: Concentración (% en peso) del polvo de titanio SE-JONG 13 Tabla 7: Composición admisible (% en peso) del Ti c.p. de grado IV 13 Tabla 8: Análisis de imagen de tamaño de espaciador 100 a 200 μm 31 Tabla 9: Análisis de imagen de la porosidad pulvimetalúrgica con tamaño de espaciador 100 a 200 μm 32 Tabla 10: Análisis de imagen de la porosidad del espaciador de tamaño 100 a 200 μm 33 Tabla 11: Análisis de imagen de tamaño de espaciador 250 a 355 μm 35 Tabla 12: Análisis de imagen de la porosidad pulvimetalúrgica con tamaño de espaciador 250 a 355 μm 36 Tabla 13: Análisis de imagen de la porosidad del espaciador de tamaño 250 a 355 μm 37 Tabla 14: Análisis de imagen de tamaño de espaciador 355 a 500 μm 39 Tabla 15: Análisis de imagen de la porosidad pulvimetalúrgica con tamaño de espaciador 355 a 500 μm 40 Tabla 16: Análisis de imagen de la porosidad del espaciador de tamaño 355 a 500 μm 41 Tabla 17: Mediciones con el equipo de ultrasonidos de las muestras de tamaño de espaciador 100-200 42 Tabla 18: Mediciones con el equipo de ultrasonidos de las muestras de tamaño de espaciador 250-355 42 Tabla 19: Mediciones con el equipo de ultrasonidos de las muestras de tamaño de espaciador 355-500 42 Tabla 20: Comparación porosidad por análisis de imagen 63 Tabla 21: Comparación distribución de poros 63 Tabla 22: Comparativa de la morfología de los poros pulvimetalúrgicos 64 Tabla 23: Comparativa de la morfología de los poros dejados por el espaciador 64 xix Índice de Figuras Ilustración 1: Estudio de la granulometría del polvo de titanio SE-JONG 13 Ilustración 2: Imagen de SEM del titanio SE-JONG 14 Ilustración 3: Estudio de la granulometría de las partículas de bicarbonato de amonio 14 Ilustración 4: Imagen SEM de las partículas de bicarbonato de amonio 15 Ilustración 5: Granulometría del bicarbonato de amonio tamizado con luz de 100 y 200 μm 15 Ilustración 6: Granulometría del bicarbonato de amonio tamizado con luz de 250 y 355 μm 16 Ilustración 7: Granulometría del bicarbonato de amonio tamizado con luz de 355 y 500 μm 16 Ilustración 8: Estructura del vidrio bioactivo, de la que se han eliminado los átomos de calcio y sodio [79] 17 Ilustración 9: Estructura molecular del Chitosan 17 Ilustración 10: Estructura molecular del PEEK 18 Ilustración 11: Estructura de la hidroxiapatita, [80] 18 Ilustración 12: Proceso de fabricación de las muestras de titanio poroso 19 Ilustración 13: Esquema de funcionamiento de un microscopio electrónico de barrido [82] 23 Ilustración 14: Esquema del principio de funcionamiento de la microscopía electrónica [83] 24 Ilustración 15: Representación de un perfil de rugosidad y los parámetros Ra, Rq y Rt 24 Ilustración 16: Curva de compresibilidad de tamaño de espaciador 100 a 200 μm 27 Ilustración 17: Curva de compresibilidad de tamaño de espaciador 250 a 355 μm 28 Ilustración 18: Curva de compresibilidad de tamaño de espaciador 355 a 500 μm 28 Ilustración 19: Micrografías ópticas a 50x de la muestra de 100-200 μm: a) Parte superior izquierda, b) Parte superior derecha, c) Parte central, d) Parte inferior izquierda, e) Parte inferior derecha 30 Ilustración 20: Histograma de diámetro equivalente para tamaño de espaciador 100 a 200 μm 31 Ilustración 21: Detalle del histograma del diámetro equivalente para tamaño de espaciador 100 a 200 μm 32 Ilustración 22: Micrografías ópticas a 50x de la muestra 250-355 μm: a) Parte superior izquierda, b) Parte superior derecha, c) Parte central, d) Parte inferior izquierda, e) Parte inferior derecha 34 Ilustración 23: Histograma de diámetro equivalente para tamaño de espaciador 250 a 355 μm 35 Ilustración 24: Detalle del histograma de diámetro equivalente para tamaño de espaciador 250 a 355 μm 36 Ilustración 25: Micrografías ópticas a 50x de la muestra 355-500 μm: a) Parte superior izquierda, b) Parte superior derecha, c) Parte central, d) Parte inferior izquierda, e) Parte inferior derecha 38 Ilustración 26: Histograma de diámetro equivalente para tamaño de espaciador 355 a 500 μm 39 Ilustración 27: Detalle del histograma de diámetro equivalente para tamaño de espaciador 355 a 500 μm 40 Ilustración 28: Velocidad transversal respecto de la densidad de datos de trabajos anteriores 41 Ilustración 29: Ensayo de compresión uniaxial de tamaño de espaciador 100-200 μm 43 Ilustración 30: Ensayo de compresión uniaxial de tamaño de espaciador 250-355 μm 44 Ilustración 31: Ensayo de compresión uniaxial de tamaño de espaciador 355-500 μm 45 Ilustración 32: Imágenes SEM de la muestra de espaciador 100-200 μm: a) y b) Muestra sin atacar a 50 y 500 aumentos; c) y d) Muestra atacada a 50 y 500 aumentos 46 Ilustración 33: Imágenes SEM de la muestra de espaciador 250-355 μm: a) y b) Muestra sin atacar a 50 y 500 aumentos; c) y d) Muestra atacada a 50 y 500 aumentos 47 Ilustración 34: Imágenes SEM de la muestra de espaciador 355-500 μm: a) y b) Muestra sin atacar a 50 y 500 aumentos; c) y d) Muestra atacada a 50 y 500 aumentos 48 Ilustración 35: Perfil de rugosidad de la muestra con tamaño de espaciador 100-200 μm 49 Ilustración 36: Perfil de rugosidad de la muestra atacada químicamente con tamaño de espaciador 100-200 μm 49 Ilustración 37: Perfil de rugosidad de la muestra con tamaño de espaciador 250-355 μm 50 Ilustración 38: Perfil de rugosidad de la muestra atacada con tamaño de espaciador 250-355 μm 51 Ilustración 39: Perfil de rugosidad de la muestra con tamaño de espaciador 355-500 μm 51 Ilustración 40: Perfil de rugosidad de la muestra atacada con tamaño de espaciador 355-500 μm 52 Ilustración 41: Imágenes de las muestras recubiertas con Bioglass® 45S5/Chitosan para distintos tamaños de poro: a) 100 a 200 μm, b) 250 a 355 μm, c) 355 a 500 μm 53 Ilustración 42: Imágenes de las muestras recubiertas con Bioglass® 45S5/PEEK, previas a la sinterización, para distintos tamaños de poro: a) 100 a 200 μm, b) 250 a 355 μm, c) 355 a 500 μm 54 Ilustración 43: Imágenes de las muestras recubiertas con Bioglass® 45S5/PEEK, tras la sinterización, para distintos tamaños de poro: a) 100 a 200 μm, b) 250 a 355 μm, c) 355 a 500 μm 55 Ilustración 44: Imágenes SEM del recubrimiento sol-gel de HA sobre muestras de tamaño de espaciador 100 a 200 μm: a) Corte lateral, b) Vista superficial 56 Ilustración 45: Imágenes SEM del recubrimiento sol-gel de HA sobre muestras de tamaño de espaciador 250 a 355 μm: a) Corte lateral, b) Vista superficial 56 Ilustración 46: Imágenes SEM del recubrimiento sol-gel de HA sobre muestras de tamaño de espaciador 355 a 500 μm: a) Corte lateral, b) Vista superficial 57 Ilustración 47: Comparación de curvas de compresibilidad según el tamaño del espaciador 59 Ilustración 48: Porosidad total e interconectada de las muestras de 12 mm de diámetro 61 Ilustración 49: Porosidad total e interconectada de las muestras de 8 mm de diámetro 62 Ilustración 50: Comparativa de los módulos de Young obtenidos por ultrasonidos y compresión 65 Ilustración 51: Comparativa de resistencia a fluencia según tamaño del espaciador 66 Ilustración 52: Parámetros de rugosidad de las muestras sin atacar 68 Ilustración 53: Parámetros de rugosidad de las muestras atacadas 69 xxi 1 1 INTRODUCCIÓN Del sistema músculo-esqueleto, el hueso es el tejido más reemplazado de todos, ya sea por envejecimiento o por traumas. Las prácticas más frecuentes son la implantología dental, donde se reemplaza la raíz del diente [1] y las artroplastias parciales y totales (ya sean de hombro, codo, cadera, rodilla,…). Para entender la extensión de este problema de salud tanto actual como futura se van a revisar una serie de cifras: en Estados Unidos, en 2002, se practicaron 60 artroplastias totales de cadera y 140 artroplastias totales de rodilla por cada 100.000 habitantes [2]; además, las proyecciones para 2030 estiman que 572.000 estadounidenses tendrán una prótesis total de cadera (PTC) y 3,48 millones, una prótesis total de rodilla (PTR) [3]. En el año 2002, se realizaron 14 rescates de prótesis totales de cadera (volver a operar debido a un fallo del implante) por cada 100.000 habitantes y 12 en el caso de prótesis totales de rodilla. Los pronósticos indican que el número de rescates de PTR se doblará en 2015 y el de PTC, en 2026 [3]. Proyecciones a pocos años estiman que, en Suecia, aproximadamente 1 de cada 20 mujeres necesitarán una artroplastia de rodilla [4]. Debido a que se trata de un problema con una alta incidencia en la sociedad, hay una creciente necesidad de desarrollar más y mejores implantes, y por eso la temática de materiales para sustitución de hueso juega un papel cada vez más importante en el campo de los biomateriales y de la bioingeniería. No solo es un problema por la alta demanda de prótesis, sino también por la necesidad de que estas sean de calidad: tomando datos del Hospital Reina Sofía de Córdoba, en 2014, un 37 % de las prótesis totales de cadera y un 15 % de las de rodilla se realizaron a personas de entre 45 y 64 años, mientras que para personas de entre 65 y 74 años, estos porcentajes fueron de un 33 % y un 52 %, respectivamente [5]. Además, aunque sea un porcentaje inferior (9 % de las prótesis totales de cadera [5]), también hay problación joven, entre 15 y 45 años, que por patología traumática necesitan implantes de hueso. Teniendo en cuenta que, en España, la esperanza de vida es de 79 años para los hombres y 85 años para las mujeres [6], una parte importante de las prótesis han de durar 10, 15 ó 20 años. Por lo que, tanto por confort del paciente como por evitar en lo posible operaciones de rescate (un 20 % de las operaciones quirúrgicas se hacen para sustituir implantes que fallan [1]), es necesario trabajar para que tengan vidas largas. Por todo esto, la ingeniería de tejidos asociada a la sustitución de hueso es un área dentro de los biomateriales de creciente importancia. 1.1 Ingeniería de tejidos La ingeniería de tejidos se trata de un campo interdisciplinar que aplica los principios de la ingeniería y de las ciencias de la salud para regenerar o sustituir tejidos dañados u órganos completos. Combina el uso de células, moléculas bioactivas e ingeniería de los materiales. Uno de los objetivos de la ingeniería de tejidos es disminuir la dependencia de los trasplantes, por la dificultad de encontrar donantes y por evitar la respuesta inmunológica. Las células se unen formando tejidos, que son la unidad básica funcional del cuerpo humano. Estos tejidos no solo sirven para dar un soporte a las células, sino que también son capaces de indicar los cambios que experimentan las células en función de lo que ocurra en su entorno. Conociendo cómo se organizan las células en tejidos y organismos y cómo responden a cambios del ambiente, se puede manipular este proceso para regenerar un tejido o sustituirlo completamente. La ingeniería de tejidos permite fabricar una estructura que, al introducirla junto al tejido biológico que se quiere reparar o sustituir, genere una respuesta positiva del cuerpo humano. Objetivos típicos de las estructuras fabricadas son:  Permitir la infiltración y fijación de células.  Entregar y retener células y factores bioquímicos.  Permitir la difusión de nutrientes celulares.  Ejercer cierta influencia mecánica y biológica para modificar el comportamiento celular. Introducción 2 Un concepto muy importante en el ámbito de los biomateriales es la biocompatibilidad, que, según la IUPAC, es la habilidad de un material para actuar con una respuesta adecuada del huésped en una aplicación específica. Por esto, cuando se habla de un material biocompatible, no solamente se habla del material, también se habla de la aplicación. En el caso que nos ocupa, la sustitución de hueso, biocompatibilidad se refiere a que es capaz de generar una buena interfase entre hueso e implante, minimizando la liberación de productos corrosivos o de degradación. La biocompatibilidad depende de numerosos mecanismos (físicos, químicos, bioquímicos y fisiológicos) que se ponen en marcha cuando se introduce el biomaterial en el huésped, bajo unas condiciones altamente específicas. Existen numerosas variables asociadas al material que influencian la respuesta del huésped, de las cuales se muestran algunas de las más importantes en la Tabla 1 [7]. En general, se pueden clasificar según si son propiedades asociadas al material o a la superficie. Tabla 1: Variables del material que condicionan la respuesta del huésped Características del material Características de la superficie Composición Microy nano-estructura Cristalinidad y cristalografía Constantes elásticas Contenido de agua y balance hidrofóbicohidrofílico Macro-, microy nano-porosidad Parámetros de corrosión, perfil de liberación de iones y toxicidad de iones metálicos (metales) Perfil de degradación, forma y toxicidad de los productos de degradación (polímeros) Aditivos, catalizadores, contaminantes y su toxicidad (polímeros) Perfil de disolución/degradación, toxicidad de productos de degradación (cerámicos) Perfil de restos por desgaste Composición química Movilidad molecular de la superficie Gradientes químicos Topografía de la superficie Energía superficial Propiedades eléctricas de la superficie La respuesta del huésped ante el implante se puede medir de varias formas, siendo algunas de las más habituales las que se muestran en la Tabla 2 [7]. 3 3 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio Tabla 2: Características de la respuesta del huésped ante biomateriales Características de absorción y resorción de proteínas Efectos citotóxicos generalizados Activación neutrófila Activación macrófaga, formación de tejido granular Comportamiento de los fibroblastos y fibrosis Cambios microvasculares Respuesta de las células específicas de tejidos u órganos Producción de anticuerpos Hipersensibilidad aguda/ anafilaxia Toxicidad reproductiva Formación de tumores Estado del arte 10 11 3 OBJETIVOS El principal aporte de este trabajo es estudiar cómo afecta el tamaño y la morfología del poro, una vez se ha fijado el nivel de porosidad, en las propiedades mecánicas del titanio y en el comportamiento biofuncional (cómo varían las propiedades de los distintos procedimientos para mejorar la oseointegración). Partiendo de este objetivo general, se han definido una serie de objetivos específicos: 1. Preparación de muestras de titanio poroso mediante la técnica de espaciadores, a partir de polvos de titanio c.p. y partículas de bicarbonato de amonio tamizadas, de forma que se obtienen tres rangos de tamaño de poro (100-200 μm, 250-355 μm, 355-500 μm). 2. Caracterización de la microestructura de las muestras de titanio poroso (porosidad y morfología). 3. Caracterización mecánica de las muestras (módulo de Young dinámico y de compresión y resistencia a fluencia en compresión). 4. Evaluación de los resultados obtenidos de la caracterización mecánica y de las distintas técnicas de mejora de la oseointegración, así como discusión de la validez de los mismos. Las técnicas evaluadas han sido: a. Ataque químico b. Recubrimiento por EPD i. Bioglass®/Chitosan ii. Bioglass®/PEEK c. Recubrimiento sol-gel Objetivos 12 13 4 MATERIALES Y PROCEDIMIENTO EXPERIMENTAL 4.1 Materiales 4.1.1 Titanio El polvo de titanio empleado en este trabajo es titanio comercialmente puro, fabricado por un proceso de hidrogenación/deshidrogenación por el suministrador, SE-JONG Materials Co. Ltd. (Seoul, Korea). La composición del mismo queda recogida en la Tabla 6. Tabla 6: Concentración (% en peso) del polvo de titanio SE-JONG Ti O N Fe Si Otros >99.5 <0.45 <0.08 0.038 0.035 0.003 Mg 0.0006 Mn Siguiendo la norma ASTM F67-00 [78], que define los grados de titanio destinados a implantes, el titanio empleado corresponde al grado IV, cuyos requerimientos se muestran en laTabla 7. Tabla 7: Composición admisible (% en peso) del Ti c.p. de grado IV Nmax Cmax Hmax Femax Omax Ti 0.05 0.1 0.0125 0.5 0.4 Balance En la Ilustración 1se muestra el estudio de la granulometría de los polvos de titanio: un 10 % de las partículas posee un diámetro inferior a 9.7 μm, un 50 %, inferior a 23.3 μm y un 90 %, inferior a 48.4 μm. Ilustración 1: Estudio de la granulometría del polvo de titanio SE-JONG Particle Size Distribution 0.01 0.1 1 10 100 1000 3000 Particle Size (µm) 0 2 4 6 8 10 Volume (%) Ti Sejong, jueves, 10 de marzo de 2011 11:53:44 Materiales y procedimiento experimental 14 Ilustración 2: Imagen de SEM del titanio SE-JONG 4.1.2 Bicarbonato de amonio El bicarbonato de amonio (NH4HCO4) es una sal ácida, cuya característica más destacada es su baja temperatura de descomposición térmica en amoníaco, dióxido de carbono y agua (35 ºC – 60 ºC). Se suele usar como levadura química. El bicarbonato amónico empleado es suministrado por Cymit Química S.L. (España) y tiene una pureza del 99%. El estudio de su granulometría, mostrado en Ilustración 3, reveló que posee una distribución de partículas de un 10 % con diámetro medio inferior a 73 μm, un 50 % inferior a 233 μm y un 90 % por debajo de 497 μm. Ilustración 3: Estudio de la granulometría de las partículas de bicarbonato de amonio El polvo de bicarbonato se tamiza de forma que se obtienen 3 rangos distintos de tamaños de partícula, quedando lo más homogéneo posible. Los rangos son de 100 μm a 200 μm, de 250 μm a 355 μm y de 355 μm a 500 μm. Particle Size Distribution 0.01 0.1 1 10 100 1000 3000 Particle Size (µm) 0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 Volume (%) Bicarbonato de amonio (Valencia), lunes, 27 de septiembre de 2010 11:36:49 15 15 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio Ilustración 4: Imagen SEM de las partículas de bicarbonato de amonio Además, se ha estudiado la granulometría de las partículas ya tamizadas en los rangos mencionados, que se muestran en la Ilustración 5, Ilustración 6 e Ilustración 7. Debido a la elevada elongación de las partículas (ver Ilustración 4), en los lotes tamizados aparecen partículas con tamaños medios fuera del rango de cada lote. De hecho, para los tres rangos tamizados, el tamaño para el cual el 50 % de las partículas son más pequeñas es muy cercano al límite superior del tamaño deseado. Ilustración 5: Granulometría del bicarbonato de amonio tamizado con luz de 100 y 200 μm Materiales y procedimiento experimental 16 Ilustración 6: Granulometría del bicarbonato de amonio tamizado con luz de 250 y 355 μm Ilustración 7: Granulometría del bicarbonato de amonio tamizado con luz de 355 y 500 μm 4.1.3 Vidrio bioactivo El vidrio bioactivo es un tipo de vidrio que, gracias a su composición es capaz de reaccionar con el fluido corporal generando hidroxiapatita, el elemento que actúa como precursor del hueso, lo que le otorga unas propiedades excepcionales para reparar o regenerar tejido óseo dañado. Como ya se ha mencionado previamente, tiene un excelente comportamiento biofuncional, pero unas pobres propiedades mecánicas. 17 17 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio Ilustración 8: Estructura del vidrio bioactivo, de la que se han eliminado los átomos de calcio y sodio [79] En la Ilustración 8 se muestra la estructura molecular que tiene el vidrio bioactivo 45S5, compuesto por átomos de silicio, oxígeno, fósforo, calcio y sodio. En la imagen se han eliminado los átomos de sodio y calcio, ya que su tamaño impedía ver de forma correcta la estructura. En la imagen se destacan los dos roles que juega el oxígeno en la red: por un lado, contribuye a formar la red uniendo átomos de silicio (bridging oxygen, BO) y, por otro, une a los átomos de sodio, calcio y fósforo a la red (non-bridging oxygen, NBO). La sílica es la que da la estructura básica a la red y los otros elementos son los que le dan las propiedades bioactivas. El vidrio bioactivo empleado es el 45S5 Bioglass® (BG), con la composición típica (en peso, 45 % SiO2, 24.5 % CaO, 24.5 % NaO y 6 % P2O5) y tamaño medio de partícula de 10 μm. 4.1.4 Chitosan El chitosan es un biopolímero que se obtiene del chitin (otro biopolímero presente de forma natural en los caparazones de crustáceos) mediante desacetilación, normalmente a niveles entre 60 y 100 %. Entre sus propiedades destacan que tiene baja toxicidad, es biocompatible y biodegradable. Debido a su carga ligeramente positiva sirve como bioadhesivo y para transporte de fármacos y principios activos. Ilustración 9: Estructura molecular del Chitosan Se han empleado partículas de chitosan del fabricante Sigma-Aldrich, que presentan un nivel de desacetilación del 85 % y peso molecular medio (80 kDa). Materiales y procedimiento experimental 18 4.1.5 PEEK La polietereteracetona (PEEK) es un termoplástico orgánico semicristalino, muy usado en aplicaciones ingenieriles por sus excelentes propiedades de resistencia mecánica, así como de resistencia química, que se extienden hasta altas temperaturas. Además es biocompatible, por lo que resulta un material de interés en bioingeniería. Ilustración 10: Estructura molecular del PEEK Para este trabajo, las partículas de PEEK utilizadas han sido suministradas por el fabricante Victrex®, en concreto, del tipo Vicote® 704. 4.1.6 Hidroxiapatita sintética La hidroxiapatita (HA) está formada por fosfato de calcio cristalino, que representa el 99% del calcio corporal de un humano y un 80% del fósforo, y constituye el 60-70 % del peso del tejido óseo. Es una biocerámica muy resistente a compresión y poco soluble salvo en ácidos, y su destacada presencia en el hueso ha generado el interés de la obtención de hidroxiapatita sintética para reparar o sustituir tejido óseo. Además, la hidroxiapatita sintética, que se puede fabricar mediante hidrólisis, procesos sol-gel o hidrotérmicos y vía seca o húmeda, es biocompatible y no tóxica. Ilustración 11: Estructura de la hidroxiapatita, [80] En este trabajo, la hidroxiapatita ha sido obtenida mediante la técnica sol-gel a partir de trietilfosfito ((C2H5O)3P) del fabricante Fluka y de tetrahidro nitrato de calcio (Ca(NO3)2 4H2O) de Panreac, que se han usado como los precursores del fósforo y del calcio. Dicha técnica se explica en el apartado 4.4.2.1. 19 19 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio 4.2 Muestras de titanio poroso 4.2.1 Procesado de las muestras de titanio poroso Las muestras se prepararán por pulvimetalurgia basada en técnica de espaciadores, según el esquema de la Ilustración 12. Ilustración 12: Proceso de fabricación de las muestras de titanio poroso La pulvimetalurgia es una tecnología para fabricación, usada generalmente para producir piezas pequeñas con geometría compleja, para probar nuevas mezclas de materiales y para procesos donde se requiere controlar la porosidad. Se parte de polvo del material de la pieza, que se compacta y sinteriza para obtener la geometría definitiva. En la pulvimetalurgia convencional los polvos se compactan, de forma que mediante deformación plástica se produzca la unión de las partículas, y se obtiene una muestra en verde que tendrá una densidad dependiente de la presión de compactación (es un método que lleva asociado inherentemente un cierto nivel de porosidad). Tras la compactación se procede con un tratamiento térmico, el sinterizado, que consolida la unión entre las partículas. La técnica de espaciadores es una modificación de la pulvimetalurgia, en la que interesa tener un mayor control de la porosidad (en porcentaje y morfología) que en el proceso convencional. Los polvos del material del que se fabrica la pieza se mezclan con otro material, el espaciador, que será el que dé forma a la porosidad. Tras la mezcla, que se hará según los parámetros que se requieran para la aplicación, se compacta la mezcla. El compacto en verde es ahora una mezcla de partículas. Según sean las características del espaciador se elimina de la muestra antes o después del sinterizado, quedando una pieza con una porosidad y morfología de poros similar a la del espaciador. Para obtener las muestras de titanio porosas, se mezclará polvo de titanio con partículas de bicarbonato amónico tamizadas, para poder obtener distintos tamaños de poro. En el caso del bicarbonato de amonio, el espaciador se elimina previamente a la sinterización. La mezcla se hace con una concentración en volumen de 50%, de forma que en la muestra en verde una vez Titanio c.p. grado IV NH4HCO4 Tamizado 100-200 μm250-355 μm355-500 μm Mezclado: 40 min Compactación: 800 MPa Eliminación del espaciador: 60° C, 10 h 110° C, 10 h (10-2 mbar) Sinterización: 1250° C, 2 h (10-5 mbar) 50 % volumen Materiales y procedimiento experimental 26 4.4.1.1.1 Deposición de compuesto Chitosan/Bioglass® La solución se prepara mezclando agua destilada y etanol en proporciones de 20% y 80% en volumen, respectivamente, a la que se añade un 1% de ácido acético y 0.5 g/L de Chitosan. Esta solución se remueve en un mezclador magnético durante 24 h a temperatura ambiente. Se añade Bioglass® (BG) con una concentración de 1.5 g/L y la solución se estabiliza mediante sonicación empleando un Bandelin Sonorex durante 1 h. Se introduce la muestra a recubrir y un contra-electrodo en la suspensión para realizar la EPD. La distancia entre la muestra y el contra-electrodo es de 1 cm. La diferencia de potencial aplicada entre los electrodos es de 25 V y se consigue mediante una fuente de potencia Thurbly Thandar Instruments, y el tiempo de deposición es de 7 minutos, todo a temperatura ambiente. 4.4.1.1.2 Deposición de compuesto PEEK/Bioglass® La solución se prepara con un 100% en volumen de etanol al que se le añaden 20 g/L de ácido cítrico y 20 g/L de PEEK, removiendo durante 24 h con un mezclador magnético a temperatura ambiente. Posteriormente, se añaden 10 g/L de BG y se estabiliza usando sonicación durante 1 hora. Se introducen los electrodos (la muestra de titanio porosa y el contra-electrodo) con una distancia entre electrodos de 6 mm. La diferencia de potencial aplicada es de 65 V, usando una fuente de potencia Thurbly Thandar Instruments y un tiempo de deposición de 2 minutos. Una vez realizada la deposición, se aplica un tratamiento térmico para que el PEEK se adhiera mejor al sustrato. Se calienta a 10 ºC/min hasta llegar a los 350 ºC, dejando un tiempo de estabilización de 60 minutos. 4.4.1.2 Caracterización del recubrimiento Para caracterizar los recubrimientos se ha empleado una cámara fotográfica comercial. 4.4.2 Recubrimiento sol-gel 4.4.2.1 Técnica sol-gel La técnica sol-gel, habitualmente empleada en la fabricación de vidrios, consiste en la obtención del vidrio a partir de una solución de los precursores del mismo. A dicha solución se añaden unos catalizadores y, a través de hidrólisis y reacciones de condensación polimérica, se obtiene un gel. Aplicando un tratamiento térmico posterior se obtiene una muestra de vidrio. La ventaja de este método a la hora de fabricar vidrios bioactivos es que se puede fabricar una amplia gama de vidrios con distinta composición, y presentan nanoporosidad inherente al proceso que puede ser controlada. Dicha nanoporosidad favorece la solubilidad de los óxidos que reaccionan con el fluido corporal y generan hidroxiapatita. Mientras tanto, para fabricar recubrimientos empleando la técnica sol-gel es la muestra a recubrir la que se sumerge en la solución precursora del vidrio, se retira y se le añade el catalizador que genera el gel que recubre la muestra. Una vez se ha formado el gel, se procede con los tratamientos térmicos que terminan de densificar el vidrio. Se diluye trietilfosfito en etanol en una concentración de 0.03 mol y se hidroliza durante 24 horas en agua destilada removiéndose continuamente. Por otro lado, se disuelven 5 moles de tetrahidro nitrato de calcio en 25 mL de alcohol anhídrico y se añade por goteo a la solución hidrolizada. Se agita la solución durante 30 minutos y se deja reposar, todo a 45º C. Luego, durante 16 horas se mantiene a 60 ºC. A continuación se introducen las muestras en la solución (dip-coating) a una velocidad de 12 cm/min. Para eliminar los solventes y dejar solo la hidroxiapatita sobre la muestra, se seca la muestra recubierta durante la noche a 80º C y, para aumentar el espesor del recubrimiento, se trata térmicamente en vacío a 450º C. 4.4.2.2 Caracterización del recubrimiento Las muestras recubiertas se han caracterizado por SEM, empleando el detector de electrones retrodispersados (Backscattered Electron Image, BEI) para poder contrastar las zonas con distinta composición (titanio y recubrimiento). 27 5 RESULTADOS En este apartado se muestran los resultados obtenidos de los distintos ensayos, dividido en tres apartados: caracterización de la porosidad y su morfología, caracterización biomecánica y caracterización biofuncional de las muestras de titanio poroso. La comparación de los resultados en función del tamaño del poro se expandirá en el siguiente apartado. 5.1 Caracterización de la porosidad y su morfología 5.1.1 Curvas de compresibilidad En la Ilustración 16, Ilustración 17 e Ilustración 18 se muestran las curvas de compresibilidad de las mezclas de polvo de titanio con partículas de bicarbonato de amonio para los tamaños de partícula de 100-200 μm, 250-355 μm y 355-500 μm. Ilustración 16: Curva de compresibilidad de tamaño de espaciador 100 a 200 μm 0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 0 200 400 600 800 1000 1200 1400 Densidad relativa (%) Presión (MPa) Ti + BA (50 % vol) 100-200 Resultados 28 Ilustración 17: Curva de compresibilidad de tamaño de espaciador 250 a 355 μm Ilustración 18: Curva de compresibilidad de tamaño de espaciador 355 a 500 μm 5.1.2 Densidad y porosidad por el método de Arquímedes A continuación se muestran los resultados obtenidos del método de Arquímedes: densidad experimental ( ), porosidad total ( ) y porosidad interconectada ( ). Junto a cada resultado se añade la desviación de las medidas. El ensayo se ha realizado para las dos geometrías de muestra, de diámetro 12 y 8 mm. 0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 0 200 400 600 800 1000 1200 1400 Densidad relativa (%) Presión (MPa) Ti + BA (50% vol) 250-355 0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 0 200 400 600 800 1000 1200 1400 Densidad relativa (%) Presión (MPa) Ti + BA (50% vol) 355-500 29 29 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio 5.1.2.1 Muestras de 12 mm de diámetro 5.1.2.1.1 Tamaño de espaciador 100 a 200 μm 5.1.2.1.2 Tamaño de espaciador 250 a 355 μm 5.1.2.1.3 Tamaño de espaciador 355 a 500 μm 5.1.2.2 Muestras de 8 mm de diámetro 5.1.2.2.1 Tamaño de espaciador 100 a 200 μm 5.1.2.2.2 Tamaño de espaciador 250 a 355 μm 5.1.2.2.3 Tamaño de espaciador 355 a 500 μm Resultados 30 5.1.3 Análisis de Imagen 5.1.3.1 Tamaño de espaciador 100 a 200 μm 5.1.3.1.1 Imágenes del microscopio óptico En la Ilustración 19 se muestran las imágenes obtenidas por microscopía óptica, todas de la misma muestra de tamaño de espaciador 100-200 μm, para distintas zonas de la superficie. Las imágenes obtenidas son todas a 50 aumentos. Ilustración 19: Micrografías ópticas a 50x de la muestra de 100-200 μm: a) Parte superior izquierda, b) Parte superior derecha, c) Parte central, d) Parte inferior izquierda, e) Parte inferior derecha 31 31 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio 5.1.3.1.2 Resultados del análisis de imagen En la Tabla 8 se muestran los resultados del análisis de imagen para todas las imágenes tomadas, en forma del valor medio y de la desviación. Se observa, por una parte, que el diámetro equivalente no se encuentra dentro del rango de tamaños del espaciador (en este caso, de 100 a 200 μm) y, por otra parte, la desviación de ese mismo parámetro es grande. Tabla 8: Análisis de imagen de tamaño de espaciador 100 a 200 μm P (%) Ff R De (μm) Fe Dp (poros/mm2) C λ (μm) 55.56 ±6.99 0.72 ±0.22 0.97 ± 0.03 75 ± 91 0.62 ± 0.18 47 ± 16 0.2 ± 0.22 74.9 ± 73.5 En la Ilustración 20 se muestra el histograma del análisis de imagen, representando el número de elementos en el análisis que presentan un determinado diámetro equivalente. El histograma revela que hay dos poblaciones de poros claramente diferenciadas, lo cual explica que el valor medio así calculado del diámetro equivalente esté fuera del rango deseado y presente una desviación tan grande. Además, hay que tener en cuenta que el objetivo de este trabajo es analizar la porosidad que deja el espaciador. Ilustración 20: Histograma de diámetro equivalente para tamaño de espaciador 100 a 200 μm Por este motivo, se decide rehacer el análisis de imagen realizando una discriminación de la muestra, de forma que se estudien de forma separada las dos poblaciones de porosidad: la dejada por la pulvimetalurgia y la dejada por el espaciador. En la Ilustración 20 se han marcado dichas regiones. El software empleado para medir la morfología de los poros puede realizar el estudio dejando o eliminando aquellos poros que se encuentran cortados por el borde de la imagen, por lo que para estudiar la porosidad de la imagen se analizan todos los poros y para estudiar la geometría de los mismos se eliminan aquellos que 0% 10% 20% 30% 40% 50% 60% 70% 80% 90% 100% 0 50 100 150 200 250 Frecuencia Diámetro equivalente (μm) Histograma Frecuencia % acumulado Resultados 32 quedan cortados. Pero debido a la alta interconectividad de los poros, en el análisis de imagen no se puede hacer un cribado previo de los poros que quedan cortados por el margen de la imagen, porque apenas habría poros para analizar. Estos poros son los que se encuentran principalmente en la región intermedia entre los poros asociados al proceso pulvimetalúrgico y los del espaciador, que se puede situar entre 60 y 90 μm. Para que los resultados sean fiables, la separación entre una región y otra se ha establecido en 85 μm, ya que aquí se asegura que haya pocos poros cortados en la zona del espaciador y que los poros cortados se sitúen en la banda de los poros pulvimetalúrgicos. Situarlos en esta banda tiene la ventaja de que, al ser los poros más pequeños una población muy grande en comparación con estos poros cortados por el margen, esta región es muy robusta y los resultados apenas varían. Además, al tener más importancia en este estudio la porosidad de los espaciadores, hay que asegurar que los resultados de estos poros sean fiables. En la Ilustración 21 se muestra, una vez se ha realizado la criba a 85 μm, el histograma detallado de los poros grandes, dejados por el espaciador. Según este histograma, en torno al 30 % de los poros son mayores del tamaño buscado y en torno al 60 % entran dentro del rango buscado. Ilustración 21: Detalle del histograma del diámetro equivalente para tamaño de espaciador 100 a 200 μm Es importante destacar que, empleando este sistema de discriminación, los poros asociados al espaciador siguen una campana de Gauss. 5.1.3.1.3 Resultados del segundo análisis Los resultados de este segundo análisis se muestran en la Tabla 9 para la porosidad pulvimetalúrgica y en la Tabla 10 para la dejada por el espaciador para las muestras con tamaño de espaciador 100-200 μm. Tabla 9: Análisis de imagen de la porosidad pulvimetalúrgica con tamaño de espaciador 100 a 200 μm 0% 10% 20% 30% 40% 50% 60% 70% 80% 90% 100% 0 10 20 30 40 50 60 100 125 150 175 200 225 250 275 300 325 350 375 400 425 450 475 500 >500 Frecuencia Diámetro equivalente (μm) Histograma Frecuencia % acumulado 33 33 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio P (%) Ff R De (μm) Fe Dp (poros/mm2) 1.62 ± 0.43 0.87 ± 0.21 0.97 ± 0.04 16 ± 19 0.60 ± 0.19 30 ± 16 Tabla 10: Análisis de imagen de la porosidad del espaciador de tamaño 100 a 200 μm P (%) Ff R De (μm) Fe Dp (poros/mm2) λ (μm) 53.94 ± 6.97 0.65 ± 0.17 0.97 ± 0.02 187 ± 69 0.64 ± 0.16 16 ± 1 200 ± 24.2 Se observa que la aportación a la porosidad de los poros pulvimetalúrgicos (que incluyen a los poros cortados) es mucho más pequeña que la de los poros del espaciador, y el diámetro medio de los poros pequeños está dentro de la campana formada en el histograma, aunque presenta mucha desviación, asociada al considerable mayor tamaño de los poros del espaciador que se quedan cortados. Estos resultados sirven para validar el procedimiento de división de la porosidad para este tamaño en concreto. 5.1.3.2 Tamaño de espaciador 250 a 355 μm 5.1.3.2.1 Imágenes del microscopio óptico En la Ilustración 22 se muestran las imágenes obtenidas para una misma muestra de tamaño de espaciador de 250 a 355 μm en distintas partes de su superficie, tomadas a 50 aumentos. Resultados 34 Ilustración 22: Micrografías ópticas a 50x de la muestra 250-355 μm: a) Parte superior izquierda, b) Parte superior derecha, c) Parte central, d) Parte inferior izquierda, e) Parte inferior derecha 5.1.3.2.2 Resultados del análisis de imagen En la Tabla 10 se muestran los resultados del análisis de imagen y en la Ilustración 23, el histograma de la muestra de poros en función de su diámetro equivalente para el titanio poroso con espaciador de tamaño 250355 μm. Al igual que ocurre con la muestra de 100-200 μm, el diámetro medio no está comprendido en el rango correspondiente y la desviación es grande. El histograma confirma que las poblaciones de poros están muy alejadas unas de otras, por lo que se realiza de nuevo la división de tipo de poro para el análisis de imagen. Se deja en el mismo valor de corte, ya que asegura no tomar la porosidad pulvimetalúrgica. 35 35 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio Tabla 11: Análisis de imagen de tamaño de espaciador 250 a 355 μm P (%) Ff R De (μm) Fe Dp (poros/μm2) λ (μm) 55.25 ± 6.07 0.89 ± 0.18 0.97 ± 0.04 31 ± 79 0.64 ± 0.17 89 ± 44 26.9 ± 62.3 Ilustración 23: Histograma de diámetro equivalente para tamaño de espaciador 250 a 355 μm Debido a que no se observa bien la porosidad debida al espaciador, en la Ilustración 24, se muestra un detalle del mismo, teniendo en cuenta solo la parte asociada al espaciador. 0% 10% 20% 30% 40% 50% 60% 70% 80% 90% 100% 0 100 200 300 400 500 600 5 15 25 35 60 100 140 180 220 260 300 340 380 420 460 500 Frecuencia Diámetro equivalente (μm) Histograma Frecuencia % acumulado Resultados 42 5.2.1.1 Muestras de tamaño de espaciador 100-200 Tabla 17: Mediciones con el equipo de ultrasonidos de las muestras de tamaño de espaciador 100-200 Densidad (g/cm3) Velocidad longitudinal (km/s) Velocidad transversal (km/s) Módulo de Young (GPa) Muestra A 2.11 3.44 1.82 18.17 Muestra B 2.03 3.58 1.79 17.33 El módulo de Young dinámico, calculado según las ecuaciones del apartado 4.2.2.4, para la muestra de espaciador de tamaño 100-200 μm es: 5.2.1.2 Muestras de tamaño de espaciador 250-355 Tabla 18: Mediciones con el equipo de ultrasonidos de las muestras de tamaño de espaciador 250-355 Densidad (g/cm3) Velocidad longitudinal (km/s) Velocidad transversal (km/s) Módulo de Young (GPa) Muestra A 2.07 3.36 1.80 17.45 Muestra B 2.05 3.10 1.80 16.50 El módulo de Young dinámico para la muestra de espaciador de tamaño 250-355 μm es: 5.2.1.3 Muestras de tamaño de espaciador 355-500 Tabla 19: Mediciones con el equipo de ultrasonidos de las muestras de tamaño de espaciador 355-500 Densidad (g/cm3) Velocidad longitudinal (km/s) Velocidad transversal (km/s) Módulo de Young (GPa) Muestra A 1.97 3.28 1.77 15.96 Muestra B 1.99 3.16 1.78 15.99 El módulo de Young dinámico para la muestra de espaciador de tamaño 355-500 μm es: 43 43 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio 5.2.2 Ensayo de compression uniaxial En la Ilustración 29, Ilustración 30 e Ilustración 31 se muestran las curvas tensión-deformación del ensayo de compresión uniaxial para las muestras con tamaño de espaciador de 100-200 μm, 250-355 μm y 355-500 μm. En las gráficas se muestran la curva tensión-deformación corregida, de forma que el tramo de deformación del teflón que recubre la muestra no aparezca. Además se representa la línea que se emplea para obtener el límite de fluencia del material. El módulo de Young se calcula primero en base a la pendiente de la parte elástica. Posteriormente, este valor se corrige teniendo en cuenta la rigidez de la máquina del ensayo. 5.2.2.1 Muestras de tamaño de espaciador 100-200 μm Ilustración 29: Ensayo de compresión uniaxial de tamaño de espaciador 100-200 μm La resistencia a fluencia y módulo de Young de compresión de la muestra de tamaño de espaciador 100-200 μm se muestran a continuación: 0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 0 0.02 0.04 0.06 0.08 0.1 Tensión de compresión (MPa) Deformación Ensayo Ajuste Resultados 44 5.2.2.2 Muestras de tamaño de espaciador 250-355 μm Ilustración 30: Ensayo de compresión uniaxial de tamaño de espaciador 250-355 μm La resistencia a fluencia y módulo de Young de compresión de la muestra de tamaño de espaciador 250-355 μm se muestran a continuación: 0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 0 0.02 0.04 0.06 0.08 0.1 Tensión de compresión (MPa) Deformación Ensayo Ajuste 45 45 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio 5.2.2.3 Muestras de tamaño de espaciador 355-500 μm Ilustración 31: Ensayo de compresión uniaxial de tamaño de espaciador 355-500 μm La resistencia a fluencia y módulo de Young de compresión de la muestra de tamaño de espaciador 355-500 μm se muestran a continuación: 0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 0 0.02 0.04 0.06 0.08 0.1 Tensión de compresión (MPa) Deformación Ensayo Ajuste Resultados 46 5.3 Modificación de la morfología de la superficie 5.3.1 Ataque químico de las muestras de titanio poroso 5.3.1.1 Imágenes de SEM de las muestras atacadas y sin atacar En la Ilustración 32, Ilustración 33 e Ilustración 34 se muestran imágenes de SEM-SE a 50 y 500 aumentos de las muestras de espaciador de tamaño 100-200 μm, 250-355 μm y 355-500 μm, respectivamente, comparando también el efecto que ha tenido el ataque químico sobre la muestra. Ilustración 32: Imágenes SEM de la muestra de espaciador 100-200 μm: a) y b) Muestra sin atacar a 50 y 500 aumentos; c) y d) Muestra atacada a 50 y 500 aumentos Comparando en la Ilustración 32 las imágenes a 50 aumentos, se observa el efecto que tiene el ataque químico sobre la morfología de la superficie en general. El ácido ha atacado todo y ha modificado completamente la superficie: el tamaño de los poros es considerablemente mayor, están más interconectados y ya no queda nada de la superficie pulida. Ahora la morfología a mayor escala se ha hecho más irregular. Comparando las imágenes a 500 aumentos, se puede observar de forma más detallada cómo afecta el ataque a la morfología interna de los poros: la geometría de la muestra atacada presenta más quiebros y cavidades. c) d) 47 47 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio Ilustración 33: Imágenes SEM de la muestra de espaciador 250-355 μm: a) y b) Muestra sin atacar a 50 y 500 aumentos; c) y d) Muestra atacada a 50 y 500 aumentos Al igual que ha ocurrido con la muestra de tamaño de espaciador de 100-200 μm, en la de 250-355 μm (Ilustración 33) ocurre lo mismo: las morfologías general y del interior de los poros se modifican. c) d) Resultados 48 Ilustración 34: Imágenes SEM de la muestra de espaciador 355-500 μm: a) y b) Muestra sin atacar a 50 y 500 aumentos; c) y d) Muestra atacada a 50 y 500 aumentos En la muestra de 355-500 μm, Ilustración 34, también se modifica la superficie a gran y pequeña escala. Debido al mayor tamaño de los poros, se puede ver al detalle la forma interna de los poros de la muestra sin atacar. La superficie de los poros sin atacar es irregular, formada por las partículas de titanio que quedaron junto al espaciador. Por otro lado, la superficie de los poros atacada es una aglomeración de superficies casi planas, con continuos quiebros, debido al alto tiempo de inmersión. 5.3.1.2 Medida de la rugosidad de la superficie 5.3.1.2.1 Muestra con tamaño de espaciador de 100-200 μm En la Ilustración 35 se muestra un perfil de rugosidad medido para una muestra con tamaño de espaciador 100200 μm sin atacar. Se observa cómo al encontrarse la punta un poro el valor del perfil aumenta, en este caso llega hasta 25 μm respecto de la línea media en el caso más extremo, y cómo sigue la línea de la parte pulida. a) b) c) d) 49 49 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio Ilustración 35: Perfil de rugosidad de la muestra con tamaño de espaciador 100-200 μm Para este tamaño medio del poro, los parámetros para caracterizar la rugosidad, calculados con las expresiones vistas en el apartado 4.3.1.2.2, son: En la Ilustración 36 se muestra el perfil de rugosidad de una muestra de tamaño de espaciador de 100-200 μm una vez se ha realizado el ataque químico. Se observa cómo ha habido un cambio notable en el perfil, con poros mucho más grandes, variaciones mayores del perfil y donde ya no queda nada de la región lisa. Ilustración 36: Perfil de rugosidad de la muestra atacada químicamente con tamaño de espaciador 100-200 μm Una vez se ha atacado la muestra, los parámetros de rugosidad se modifican: -10 -5 0 5 10 15 20 25 01000 2000 3000 4000 5000 6000 7000 Perfil (μm) Mediciones Perfil de Rugosidad 100-200 -150 -100 -50 0 50 100 150 01000 2000 3000 4000 5000 6000 7000 8000 Perfil (μm) Mediciones Perfil de Rugosidad 100-200 atacada Resultados 50 5.3.1.2.2 Muestra de espaciador de 250-355 μm El perfil de rugosidad de la muestra de titanio poroso con tamaño promedio de poro de 250-355 μm se muestra en la Ilustración 37. Se diferencia el tramo pulido, más liso, de la zona interior de los poros, donde el valor del perfil aumenta. Ilustración 37: Perfil de rugosidad de la muestra con tamaño de espaciador 250-355 μm Para este tamaño medio de poro, los parámetros de rugosidad son: Una vez se realiza el ataque el perfil de rugosidad se modifica, como se muestra en la Ilustración 38. Las variaciones del perfil son más severas y los poros son más grandes. También se pierde la superficie lisa. -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25 30 01000 2000 3000 4000 5000 6000 7000 Perfil (μm) Mediciones Perfil de rugosidad 250-355 51 51 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio Ilustración 38: Perfil de rugosidad de la muestra atacada con tamaño de espaciador 250-355 μm Los parámetros de rugosidad de la muestra atacada son: 5.3.1.2.3 Muestra de espaciador de 355-500 μm El perfil de rugosidad de la muestra de titanio poroso con tamaño promedio de poro de 355-500 μm se muestra en la Ilustración 39. En este caso se hace mayor la diferencia entre el tramo liso y los poros, ya que, al ser el lote de mayor tamaño, el valor del perfil llega a los 40 μm. Ilustración 39: Perfil de rugosidad de la muestra con tamaño de espaciador 355-500 μm Para este tamaño medio de poro, los parámetros de rugosidad son: -80 -60 -40 -20 0 20 40 60 80 100 01000 2000 3000 4000 5000 6000 7000 8000 Perfil (μm) Mediciones Perfil de Rugosidad 250-355 atacada -20 -10 0 10 20 30 40 50 01000 2000 3000 4000 5000 6000 7000 8000 Perfil (μm) Mediciones Perfil de rugosidad 355-500 Resultados 58 59 6 DISCUSIÓN En este apartado se va a abordar ladiscusión de los resultados obtenidos en el anterior apartado. Se van a tratar desde dos enfoques distintos: por un lado, el efecto que tiene el tamaño y la morfología de los poros en el comportamiento biomecánico del titanio y, por otro, el efecto que tienen sobre las distintas técnicas de mejora de la oseointegración del implante. 6.1 Estudio de la porosidad y su morfología 6.1.1 Curvas de compresibilidad En la Ilustración 47 se muestra una comparativa superponiendo las distintas curvas de compresibilidad de las mezclas de titanio con bicarbonato de amonio de diferentes tamaños de partícula. Ilustración 47: Comparación de curvas de compresibilidad según el tamaño del espaciador A bajas presiones de compactación (inferiores a 200 MPa), las densidades son muy similares. El hecho de que para los tres tamaños de espaciador no se establezcan prácticamente diferencias en el momento en que aún no se ha iniciado la compactación quiere decir que las partículas de titanio (menores en tamaño que las de bicarbonato de amonio) se organizan en torno a los espaciadores de forma que hay el mismo porcentaje de huecos. A mayores presiones de compactación se observa una tendencia: conforme menor es el tamaño de los espaciadores, mayor es la densidad del compacto para una misma presión (aunque la diferencia es de un par de puntos porcentuales). Por lo tanto, en los compactos en verde aparece más porosidad si el tamaño de los poros es mayor. 40 50 60 70 80 90 100 0200 400 600 800 1000 1200 1400 Densidad relativa, % Presión, MPa Curva de compresibilidad 100-200 250-355 355-500 Discusión 60 60 Para la presión de compactación que se emplea en la fabricación de las muestras (800 MPa), las densidades relativas del compacto en verde son 83.4% para el tamaño de espaciador comprendido entre 100 y 200 μm, 82.4% para el de 250 a 355 μm y 81.2% para el de 355 a 500 μm. Con el análisis de imagen que se ha realizado en este trabajo se puede comprobar cuánta de esta porosidad se ha conseguido eliminar mediante el sinterizado. 6.1.2 Sinterización Mientras que para las muestras de 12 mm se sinterizó por lotes según el tamaño de espaciador, para las de 8 mm se sinterizaron todos los tamaños de una vez. Tras la sinterización se observa que, mientras que las muestras de menor altura presentan homogeneidad en la distribución vertical de la porosidad, en las muestras de 6.4 mm de altura se produce un gradiente de la porosidad. Se aprecia que la superficie inferior durante la compactación es muy poco porosa, mientras que la superficie superior tiene más poros. Esto se debe a que, pese al proceso de homogeneización de 40 minutos, en la preparación de la compactación se sedimentan las partículas, lo que indica que hay cierta falta de control en el proceso para lograr una porosidad uniforme, aunque puede ser interesante para lograr muestras con gradientes direccionales. Además, las muestras de mayor altura no llegan a la relación altura/diámetro deseada de 0.8, sino que se quedan por debajo, en torno a 0.6. Esto afecta al comportamiento en el ensayo de compresión, como se discutirá más adelante. Otra observación que se tiene de la sinterización es que el lote de muestras de 12 mm de diámetro con distribución de tamaño de espaciador de 250 a 355 μm presenta una ligera oxidación, lo que altera los resultados de la porosidad. 6.1.3 Método de Arquímedes Del ensayo de Arquímedes, de forma general, se extrae que la porosidad total es superior a la porosidad que se quería conseguir al emplear la técnica de espaciadores. También se tiene que la porosidad interconectada es muy próxima a la porosidad total, lo que quiere decir que casi todos los poros están conectados y se puede acceder a ellos desde fuera, lo que es muy positivo de cara a la biofuncionalización del titanio (los recubrimientos y el tejido óseo pueden penetrar más en la muestra, consiguiendo una mejor unión). Hay que tener en cuenta que durante el proceso de sinterización la porosidad de la muestra en verde se reduce en función de la temperatura y el tiempo de sinterización, por lo que podría haber varias causas por las que la porosidad es mayor de la buscada: 1) Hay mucha porosidad inherente al proceso de pulvimetalurgia; 2) En el proceso de pesado para preparar la mezcla, el error de la báscula (±0.005 g) hace que haya ligeramente más volumen de espaciador; 3) Durante la eliminación del espaciador se desmorona parte del sustrato por la salida de los gases; 4) El titanio que queda en la superficie de los poros se oxida durante la sinterización. La causa 1) se descarta en cuanto se observan los resultados de porosidad por análisis de imagen, ya que no supera el 2%. La causa 2) deja de tener sentido cuando se preparan lotes grandes, como es en este caso. Las otras dos causas se mantienen. Según el tipo de muestra que se ha ensayado, se han obtenido distintos resultados y distintas tendencias. Una comparativa en forma de gráficas se refleja en la Ilustración 48 y en la Ilustración 49. 61 61 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio Ilustración 48: Porosidad total e interconectada de las muestras de 12 mm de diámetro Para las muestras de diámetro 12 mm, Ilustración 48, se puede decir que no existe una relación entre tamaño de poro y porosidad total o interconectada, ya que los dos lotes que salieron sin incidencias presentan valores medios muy similares, mientras que el de 250-355, que salió ligeramente oxidado, presenta una porosidad total e interconectada ligeramente más elevada. También hay que notar que para el caso del tamaño de espaciador de 355-500 hay una desviación en los valores muy grande, que hace que no se pueda discernir si hay en realidad tendencia o no. En este caso, al haber sido sinterizado cada tamaño en distintas ocasiones, se produce una mayor incertidumbre sobre los resultados. 44 46 48 50 52 54 56 58 60 100-200 250-355 355-500 Porosidad por Arquímedes P. Total P. Interconectada Discusión 62 62 Ilustración 49: Porosidad total e interconectada de las muestras de 8 mm de diámetro Para las muestras de 8 mm, Ilustración 49, se aprecia que aparece un aumento de la porosidad conforme aumenta el tamaño medio de los poros, tanto para porosidad total como interconectada. En este caso el lote de 100-200 tiene una desviación considerable en la porosidad total. Sin embargo, el lote de 355-500 presenta un aumento de la porosidad total considerable respecto a los otros dos tamaños y presenta poca desviación, por lo que se puede confirmar que existe una tendencia. Es más difícil de confirmar la tendencia de la porosidad interconectada por su propia naturaleza, ya que lo que se está midiendo ahí son los poros a los que tiene acceso el líquido que se emplea en el ensayo desde el exterior, que depende más de la topografía aleatoria de la superficie de la muestra. Los datos arrojados por el ensayo para las muestras de 8 mm son más propicios para la comparación, ya que han sido sinterizados todos en el mismo proceso, eliminando incertidumbres. Además son de una geometría similar a los empleados en el ensayo de obtención de la curva de compresibilidad, por lo que las muestras en verde que se han sinterizado tienen más seguridad de haber seguido una curva similar a las que se han visto en la Ilustración 47. De la curva de compresibilidad se obtuvo que hay un salto de en torno a un 1% en la porosidad de las muestras en verde conforme varía el tamaño del espaciador. Una tendencia parecida se tiene del ensayo de Arquímedes. Hay que tener en cuenta que los resultados de este ensayo dependen fuertemente del peso saturado, en caso de secar más agua de la debida, la porosidad total aumenta. 6.1.4 Análisis de Imagen 6.1.4.1 Diferencia entre poros pulvimetalúrgicos y poros del espaciador Tanto en el análisis de imagen (AI) como en el método de Arquímedes la porosidad es ligeramente mayor a la buscada por la técnica de espaciadores. Ya con el AI se puede distinguir entre los distintos tipos de poros. En la Tabla 20 queda recogida una comparación entre los distintos rangos de tamaño. 44 46 48 50 52 54 56 58 100-200 250-355 355-500 Porosidad por Arquímedes P. Total P. Interconectada 63 63 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio Tabla 20: Comparación porosidad por análisis de imagen Tamaño de poro Porosidad total (%) Porosidad espaciador (%) Porosidad residual (%) 100-200 μm 55.56 53.94 1.62 250-355 μm 55.25 53.22 2.03 355-500 μm 67.85 65.97 1.89 Comparando las porosidades totales de la ¡Error! No se encuentra el origen de la referencia. con las de la Ilustración 48, para los tamaños de espaciador de 100 a 200 μm y de 250 a 355 μm se observa que ambas son muy similares, mientras que para el tamaño comprendido entre 355 y 500 μm hay una diferencia más notable. Se debe a que los datos obtenidos del método de Arquímedes se basan en la muestra completa, de forma tridimensional, mientras que las mediciones por análisis de imagen miden un fenómeno bidimensional. Se observa que la porosidad dejada por el proceso de PM representa una parte muy pequeña de la porosidad total y que la mayor parte de la porosidad es la dejada por el espaciador. Los parámetros de la obtención de las muestras (presión de compactación, temperatura y tiempo de sinterizado) son idóneos, ya que minimizan la presencia de poros residuales. Al igual que en el caso del método de Arquímedes para estos discos de 12 mm de diámetro, no se puede establecer una tendencia en cuanto al tamaño del espaciador y la porosidad. 6.1.4.2 Distribución de los poros En los tres casos estudiados el volumen teórico ocupado por las partículas del espaciador es el mismo, 50%, pero haber agrupado las partículas en tres lotes de tamaños hace que el número de partículas (y poros) cambie. Tabla 21: Comparación distribución de poros Rango de tamaños 100-200 μm 250-355 μm 355-500 μm Dp (poros/mm2) 16 5 4 Desviación distancia entre poros (μm) 24.2 65.7 134.4 En la Tabla 21 se muestra como se distribuyen los poros dejados por el espaciador para los tres rangos de tamaño. Para el rango de 100 a 200 μm, las partículas son las más pequeñas y por lo tanto es el lote en el que hay más poros. Al haber más poros, que además son pequeños, se obtiene una distribución muy homogénea de los poros (por eso tiene una desviación más pequeña en la distancia entre poros), lo cual favorece al comportamiento mecánico. En el rango de 355 a 500 μm, pasa justo lo inverso, hay pocos poros y además son muy grandes, por lo que se pierde homogeneidad en el proceso (hay una mayor desviación en la distancia entre poros) y se favorece que haya zonas con mayor concentración de poros y otras con menos, empeorando el comportamiento mecánico del material. 6.1.4.3 Morfología de los poros residuales En la Tabla 22 quedan recogidos los datos de la morfología de los poros inherentes al proceso pulvimetalúrgico. Como es de esperar, los datos no presentan ninguna tendencia en cuanto a la forma de los poros, ya que son poros que aparecen en la muestra independientemente del espaciador. Sí que muestran tendencia en el caso de la densidad de poros: hay muchos más poros conforme el tamaño del espaciador Discusión 64 64 aumenta. Tabla 22: Comparativa de la morfología de los poros pulvimetalúrgicos Tamaño de espaciador (μm) Ff R De (μm) Fe Dp (poros/ mm2) 100-200 0.87 0.97 16 0.60 30 250-355 0.91 0.97 13 0.64 84 355-500 0.86 0.96 12 0.63 97 Lo que revelan estos datos sobre la forma de los poros es: - Son poros con una forma que se acerca bastante a la de un círculo, por su factor de forma cercano a 1. - Son prácticamente convexos. - La relación entre diámetros menores y mayores está en torno a 0.6, por lo que, aún teniendo forma redondeada, son poros alargados. Debido a que la forma de estos poros dejados por el proceso pulvimetalúrgico no se aleja de la de un círculo y tienen una contribución baja al nivel de porosidad total, no tienen efectos notables sobre el comportamiento biomecánico ni sobre la mejora de la biofuncionalización del titanio. 6.1.4.4 Morfología de los poros del espaciador En cuanto a los poros dejados por el espaciador, los distintos resultados del análisis de su forma quedan recogidos en la ¡Error! No se encuentra el origen de la referencia.. Los datos presentan una ligera relación entre el tamaño del espaciador y su geometría, que, sin embargo, puede estar está relacionada con que conforme mayor es el tamaño del poro, aumenta la proporción de poros cortados por el borde de la imagen con respecto al número de poros. Tabla 23: Comparativa de la morfología de los poros dejados por el espaciador Tamaño de espaciador (μm) Ff R De (μm) Fe λ (μm) 100-200 0.65 0.97 187 0.64 200 250-355 0.53 0.94 305 0.62 287.1 355-500 0.45 0.93 409 0.58 255.4 Los poros, independientemente de su tamaño, presentan las siguientes características morfológicas: - Tienen un factor de forma bajo (en torno a 0.5), por lo que no tienen una forma redondeada. - Tienen una forma con alta convexidad. - Tienen una forma alargada, con una relación de diámetro menor y mayor de en torno a 0.6. A la vista de estos datos, y recordando la forma de los espaciadores (Ilustración 4), se concluye que el proceso 65 65 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio de sinterizado no altera la geometría del poro dejado por el espaciador. Además, en lo que se refiere a cómo varía la forma del poro respecto del tamaño, se observa lo siguiente: - Los diámetros equivalentes medios quedan dentro del rango del tamaño deseado de partida. - Conforme aumenta el tamaño del poro, estos pierden redondez y convexidad y presentan mayor alargamiento. - Conforme mayor es el tamaño del poro, mayor es la distancia entre ellos. Cuando se realizó la granulometría, aproximadamente el 50 % de las partículas tamizadas eran mayores del tamaño buscado, independientemente del tamaño del espaciador. En el análisis de imagen de los poros dejados por el espaciador, este porcentaje se reduce al 30 %, y en este caso se incluyen también poros dejados por partículas que están unidas plásticamente. Este cambio se debe al proceso de sinterización, que reduce el tamaño de los poros al reordenar las partículas de titanio. Mirando cómo es la unión de los poros en las imágenes de microscopía, se observa que, cuando los poros son pequeños, la zona de unión es pequeña y se pueden seguir contabilizando como poros independientes y su forma es más redondeada. Por otro lado, cuando el poro es mayor, la unión entre ellos es más difusa y se unen formando poros muy grandes y con forma más alejada de la de la partícula del espaciador. El proceso es fiable a la hora de establecer un tamaño promedio del poro, ya que, aunque en el tamizado se filtren partículas más grandes, dada su elongación, la sinterización reduce su tamaño, pero no altera su morfología. 6.2 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico del titanio 6.2.1 Módulo de Young por ultrasonidos y de compresión En la Ilustración 50 se muestra la evolución del Módulo de Young dinámico y del Módulo de Young de compresión corregido con respecto al tamaño del espaciador, respectivamente. Se observa que, en ambos casos, aparece una misma tendencia: el Módulo de Young disminuye conforme aumenta el tamaño del espaciador. Ilustración 50: Comparativa de los módulos de Young obtenidos por ultrasonidos y compresión 0 5 10 15 20 25 30 100-200 250-355 355-500 Módulo de Young (GPa) Tamaño de espaciador (μm) Módulo de Young Módulo de Young dinámico Módulo de Young de compresión Discusión 66 66 En el caso del Módulo de Young medido por ultrasonidos, la variación es pequeña con respecto al tamaño del espaciador (en torno a 2 GPa entre el tamaño mayor y el menor). Por otro lado, en el caso del Módulo de Young obtenido del ensayo de compresión, hay una diferencia considerable entre el mayor tamaño y el menor. Mientras que el obtenido por ultrasonidos presenta una tendencia lineal con el tamaño medio del poro, el obtenido del ensayo de compresión presenta una tendencia exponencial. Existe una pequeña discrepancia entre los resultados según se emplee un método u otro. Hay que tener en cuenta que en la medición por ultrasonidos se ha realizado una interpolación de datos históricos para poder obtener la velocidad transversal, y que es un método que, para materiales con mucha porosidad, deja demasiada incertidumbre en la medición. Por otro lado, el Módulo de Young de compresión se obtiene de un ajuste lineal de los datos obtenidos del ensayo de compresión, que, como se observa en las gráficas, no es una curva que se acerque a la forma ideal. Pese a esto, se pueden tomar los datos de ambos ensayos como representativos. Los resultados obtenidos se acercan a los valores del Módulo de Young del hueso (en torno a 20 GPa). El tamaño de espaciador que más se acerca a este valor, teniendo en cuenta ambos ensayos, es el de 100-200 μm, mientras que los otros quedan más alejados. 6.2.2 Resistencia a fluencia Una comparación de los resultados de resistencia a fluencia se muestra en la Ilustración 51. Los resultados arrojan una fuerte dependencia de la resistencia a fluencia con el tamaño del espaciador, con una fuerte pérdida de capacidad de carga conforme el tamaño del espaciador aumenta. Ilustración 51: Comparativa de resistencia a fluencia según tamaño del espaciador La resistencia a fluencia del hueso es del orden de 170 MPa, por lo que los resultados que arroja este estudio quedan alejados del objetivo, ya que el valor más alto es de 58 MPa (para 100-200 μm). Hay que tener en cuenta que las muestras que se han ensayado no cumplían la relación de aspecto de 0.8 pedida por la norma, por lo que la curva tensión-deformación puede no ser del todo representativa del material. Sin embargo, como todas las muestras ensayadas fueron procesadas bajo las mismas condiciones, la tendencia sí es representativa. 0 10 20 30 40 50 60 100-200 250-355 355-500 Resistencia a fluencia (MPa) Tamaño de espaciador (μm) Resistencia a fluencia 67 67 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio 6.2.3 Conclusiones del estudio del efecto del tamaño del poro sobre el comportamiento biomecánico del titanio El efecto del tamaño del poro es notable, mucho mayor en la resistencia a fluencia que en el caso del Módulo de Young. Mientras que en el valor del Módulo de Young se tiene en cuenta el comportamiento del material como un todo, y se ve poco afectado por imperfecciones, la resistencia a fluencia depende fuertemente de los defectos como los poros o las inclusiones. Por lo tanto, al aumentar el tamaño del poro (manteniendo el volumen de porosidad), las imperfecciones se hacen más grandes respecto a la microestructura, reduciendo su resistencia. A la vista de los resultados tanto de Módulo de Young, como de resistencia a fluencia, los resultados óptimos en cuanto a comportamiento biomecánico se dan para el tamaño de espaciador del rango de 100 a 200 μm. Por un lado, el Módulo de Young es el más alto y el que más se acerca al hueso, y su resistencia mecánica, pese a ser inferior a la del hueso, es la más alta. Los otros dos rangos de tamaños tienen menor Módulo de Young, estando incluso por debajo del valor buscado, y su resistencia a fluencia empeora notablemente. 6.3 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biofuncional del titanio 6.3.1 Ataque químico de las muestras de titanio poroso 6.3.1.1 Imágenes SEM El ataque químico ha modificado la morfología de la superficie tanto de forma global como de forma local. De forma global ha aumentado el tamaño y la interconectividad de los poros, y de forma local ha atacado la rugosidad asociada a las partículas de titanio en polvo, dejando superficies más lisas. En cuanto al efecto del tamaño del poro, depende mucho de la homogeneidad de la porosidad. Como ya se vio, en las muestras de tamaño de poro 100-200 μm la porosidad es más homogénea, mientras que para las muestras de 355-500 μm aparecen regiones con más concentración de poros. Cuando la porosidad es más homogénea, el ataque sigue dejando una morfología más homogénea, ya que aumenta el tamaño de poro pero no de tal forma que se pierda el material entre varios poros para formar un poro de tamaño mayor. Cuando se pierde homogeneidad y hay concentración elevada de poros en alguna región, el ataque químico hace que se pierda el material de separación de los poros y se forme un poro muy grande. Si, además, los poros asociados al proceso menos homogéneo son los de tamaño más grande, la pérdida de material en la zona de mayor densidad hace que se forme un valle muy ancho y muy profundo. 6.3.1.2 Rugosidad de las muestras de titanio poroso En vista a los resultados y a cómo se han obtenido, se hace necesario realizar una serie de comentarios: - Al emplearse una máquina para ensayos de rayado con una punta típica de este tipo de ensayo, tipo Rockwell, no se tiene la misma sensibilidad y se pierden muchos detalles del perfil. Mientras que la punta de un perfilómetro presenta un ángulo muy agudo, la punta Rockwell tiene un ángulo de 120º y un radio de acuerdo de 200 μm, por lo que todo valle del perfil cuya geometría se puedaaproximar a un ángulo inferior a 120º no se va a medir correctamente y la medida de rugosidad será menor de la real. - En el estudio se han empleado algoritmos que, a partir del perfil obtenido de la máquina, calcula el perfil de rugosidad (corrigiendo si hay tendencia y calculando la línea media). Al calcular los parámetros de rugosidad, no se está realizando ninguna corrección para considerar la superficie de los poros como parte de la línea media, sino que se tiene en cuenta el poro como parte de la rugosidad. - Es un estudio en el que se obtiene el perfil de la intersección de la superficie con un plano, por lo que está limitado a la parte de los poros que recorra (si es el diámetro mayor o un diámetro menor). Por lo tanto, en este estudio se está caracterizando la rugosidad de la superficie de forma global, considerando los poros como irregularidades del perfil, y no la rugosidad vista de una forma local (considerando la rugosidad de la superficie de los poros). Para tener un valor de la rugosidad local es necesario usar Trabajos futuros 74 74 75 REFERENCIAS [1] R. O. Ritchie, “Role of Fracture Mechanics in Life Prediction and Quality Control of Medical Implants,” presented at the Materials and Processes for Medical Devices Conference, St. Paul, Minnesota, 2004. [2] S. Kurtz, F. Mowat, K. Ong, N. Chan, E. Lau, and M. Halpern, “Prevalence of primary and revision total hip and knee arthroplasty in the United States from 1990 through 2002,” J. Bone Joint Surg. Am., vol. 87, no. 7, pp. 1487–1497, Jul. 2005. [3] S. Kurtz, K. Ong, E. Lau, F. Mowat, and M. Halpern, “Projections of primary and revision hip and knee arthroplasty in the United States from 2005 to 2030,” J. Bone Joint Surg. Am., vol. 89, no. 4, pp. 780–785, Apr. 2007. [4] O. Robertsson, M. J. Dunbar, K. Knutson, and L. Lidgren, “Past incidence and future demand for knee arthroplasty in Sweden: a report from the Swedish Knee Arthroplasty Register regarding the effect of past and future population changes on the number of arthroplasties performed,” Acta Orthop. Scand., vol. 71, no. 4, pp. 376–380, Aug. 2000. [5] “Prótesis Osteoarticulares HRS 2000a 2014.” 2014. [6] Instituto Nacional de Estadística, “Proyección a corto plazo de la esperanza de vida al nacer,” 2012. [7] D. F. Williams, “On the mechanisms of biocompatibility,” Biomaterials, vol. 29, no. 20, pp. 2941–2953, Jul. 2008. [8] “Nanostructured Biointerfaces,” in 2013 CMOS Emerging Technologies Research Symposium, . [9] D. M. Robertson, L. St. Pierre, and R. Chahal, “Preliminary observations of bone ingrowth into porous materials,” J. Biomed. Mater. Res., vol. 10, no. 3, pp. 335–344, May 1976. [10] W. C. Head, D. J. Bauk, and R. H. Emerson, “Titanium as the material of choice for cementless femoral components in total hip arthroplasty,” Clin. Orthop., no. 311, pp. 85–90, Feb. 1995. [11] B. J. Moyen, P. J. Lahey, E. H. Weinberg, and W. H. Harris, “Effects on intact femora of dogs of the application and removal of metal plates. A metabolic and structural study comparing stiffer and more flexible plates,” J. Bone Joint Surg. Am., vol. 60, no. 7, pp. 940–947, Oct. 1978. [12] H. K. Uhthoff and M. Finnegan, “The effects of metal plates on post-traumatic remodelling and bone mass,” J. Bone Joint Surg. Br., vol. 65, no. 1, pp. 66–71, Jan. 1983. [13] W. Bonfield, M. D. Grynpas, A. E. Tully, J. Bowman, and J. Abram, “Hydroxyapatite reinforced polyethylene--a mechanically compatible implant material for bone replacement,” Biomaterials, vol. 2, no. 3, pp. 185–186, Jul. 1981. [14] J. Xiong, Y. Li, X. Wang, P. Hodgson, and C. Wen, “Mechanical properties and bioactive surface modification via alkali-heat treatment of a porous Ti–18Nb–4Sn alloy for biomedical applications,” Acta Biomater., vol. 4, no. 6, pp. 1963–1968, Nov. 2008. [15] M. Carboneras, L. A. Hernández-Alvarado, Y. E. Mireles, L. S. Hernández, M. C. García-Alonso, and M. L. Escudero, “Tratamientos químicos de conversión para la protección de magnesio biodegradable en aplicaciones temporales de reparación ósea,” Rev. Metal., vol. 46, no. 1, pp. 86–92, Feb. 2010. [16] Y. Torres, S. Lascano, J. Bris, J. Pavón, and J. A. Rodriguez, “Development of porous titanium for biomedical applications: A comparison between loose sintering and space-holder techniques,” Mater. Sci. Eng. C, vol. 37, pp. 148–155, Apr. 2014. [17] Y. Torres, J. J. Pavón, I. Nieto, and J. A. Rodríguez, “Conventional Powder Metallurgy Process and Characterization of Porous Titanium for Biomedical Applications,” Metall. Mater. Trans. B, vol. 42, no. 4, pp. 891–900, May 2011. Referencias 76 76 [18] M. Barrabés, P. Sevilla, J. A. Planell, and F. J. Gil, “Mechanical properties of nickel–titanium foams for reconstructive orthopaedics,” Mater. Sci. Eng. C, vol. 28, no. 1, pp. 23–27, Jan. 2008. [19] D. S. Li, Y. P. Zhang, X. Ma, and X. P. Zhang, “Space-holder engineered porous NiTi shape memory alloys with improved pore characteristics and mechanical properties,” J. Alloys Compd., vol. 474, no. 1–2, pp. L1–L5, Apr. 2009. [20] W. Niu, C. Bai, G. Qiu, and Q. Wang, “Processing and properties of porous titanium using space holder technique,” Mater. Sci. Eng. A, vol. 506, no. 1–2, pp. 148–151, Apr. 2009. [21] M. Guden, E. Celik, E. Akar, and S. Cetiner, “Compression testing of a sintered Ti6Al4V powder compact for biomedical applications,” Mater. Charact., vol. 54, no. 4–5, pp. 399–408, May 2005. [22] Y. Torres, J. J. Pavón, and J. A. Rodríguez, “Processing and characterization of porous titanium for implants by using NaCl as space holder,” J. Mater. Process. Technol., vol. 212, no. 5, pp. 1061–1069, May 2012. [23] R. Ricceri and P. Matteazzi, “P/M processing of cellular titanium,” Int. J. Powder Metall., vol. 39, no. 3, pp. 53–61, 2003. [24] J. Parthasarathy, B. Starly, S. Raman, and A. Christensen, “Mechanical evaluation of porous titanium (Ti6Al4V) structures with electron beam melting (EBM),” J. Mech. Behav. Biomed. Mater., vol. 3, no. 3, pp. 249–259, Apr. 2010. [25] Y. H. Kim, Y. J. Cho, C. M. Lee, S. J. Kim, N. S. Lee, K. B. Kim, E. C. Jeon, J.-H. Sok, J. S. Park, H. Kwon, K. B. Lee, and W. H. Lee, “Self-assembled microporous Ti–6Al–4V implant compacts induced by electro-discharge-sintering,” Scr. Mater., vol. 56, no. 6, pp. 449–451, Mar. 2007. [26] C. Körner and R. F. Singer, “Processing of Metal Foams—Challenges and Opportunities,” Adv. Eng. Mater., vol. 2, no. 4, pp. 159–165, Apr. 2000. [27] Y. Chino and D. C. Dunand, “Directionally freeze-cast titanium foam with aligned, elongated pores,” Acta Mater., vol. 56, no. 1, pp. 105–113, Jan. 2008. [28] M. Thieme, K.-P. Wieters, F. Bergner, D. Scharnweber, H. Worch, J. Ndop, T. J. Kim, and W. Grill, “Titanium powder sintering for preparation of a porous functionally graded material destined for orthopaedic implants,” J. Mater. Sci. Mater. Med., vol. 12, no. 3, pp. 225–231, Mar. 2001. [29] B. Vamsi Krishna, W. Xue, S. Bose, and A. Bandyopadhyay, “Functionally graded Co–Cr–Mo coating on Ti–6Al–4V alloy structures,” Acta Biomater., vol. 4, no. 3, pp. 697–706, May 2008. [30] T. Traini, C. Mangano, R. L. Sammons, F. Mangano, A. Macchi, and A. Piattelli, “Direct laser metal sintering as a new approach to fabrication of an isoelastic functionally graded material for manufacture of porous titanium dental implants,” Dent. Mater., vol. 24, no. 11, pp. 1525–1533, Nov. 2008. [31] W. H. Lee and C. Y. Hyun, “Fabrication of fully porous and porous-surfaced Ti-6Al-4V implants by electro-discharge-sintering of spherical Ti-6Al-4V powders in an one-step process,” J. Mater. Process. Technol., vol. 189, no. 1–3, pp. 219–223, Jul. 2007. [32] Y. Torres, P. Trueba, J. Pavón, I. Montealegre, and J. A. Rodríguez-Ortiz, “Designing, processing and characterisation of titanium cylinders with graded porosity: An alternative to stress-shielding solutions,” Mater. Des., vol. 63, pp. 316–324, Nov. 2014. [33] Y. Torres, J. Pavón, P. Trueba, J. Cobos, and J. A. Rodriguez-Ortiz, “Design, Fabrication and Characterization of Titanium with Graded Porosity by using Space-holder Technique,” Procedia Mater. Sci., vol. 4, pp. 115–119, 2014. [34] C. E. Wen, M. Mabuchi, Y. Yamada, K. Shimojima, Y. Chino, and T. Asahina, “Processing of biocompatible porous Ti and Mg,” Scr. Mater., vol. 45, no. 10, pp. 1147–1153, Nov. 2001. [35] A. Laptev, M. Bram, H. P. Buchkremer, and D. Stöver, “Study of production route for titanium parts combining very high porosity and complex shape,” Powder Metall., vol. 47, no. 1, pp. 85–92, Jan. 2004. [36] T. Imwinkelried, “Mechanical properties of open-pore titanium foam,” J. Biomed. Mater. Res. A, vol. 81A, no. 4, pp. 964–970, Jun. 2007. 77 77 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio [37] L. Reig, V. Amigó, D. Busquets, and J. A. Calero, “Stiffness variation of porous titanium developed using space holder method,” Powder Metall., vol. 54, no. 3, pp. 389–392, Jul. 2011. [38] S. Kashef, A. Asgari, T. B. Hilditch, W. Yan, V. K. Goel, and P. D. Hodgson, “Fracture toughness of titanium foams for medical applications,” Mater. Sci. Eng. A, vol. 527, no. 29–30, pp. 7689–7693, Nov. 2010. [39] S. Kashef, A. Asgari, T. B. Hilditch, W. Yan, V. K. Goel, and P. D. Hodgson, “Fatigue crack growth behavior of titanium foams for medical applications,” Mater. Sci. Eng. A, vol. 528, no. 3, pp. 1602–1607, Jan. 2011. [40] M. U. Jurczyk, K. Jurczyk, A. Miklaszewski, and M. Jurczyk, “Nanostructured titanium-45S5 Bioglass scaffold composites for medical applications,” Mater. Des., vol. 32, no. 10, pp. 4882–4889, Dec. 2011. [41] Y. Torres, J. A. Rodríguez, S. Arias, M. Echeverry, S. Robledo, V. Amigo, and J. J. Pavón, “Processing, characterization and biological testing of porous titanium obtained by space-holder technique,” J. Mater. Sci., vol. 47, no. 18, pp. 6565–6576, Sep. 2012. [42] P.-I. Branemark, “Osseointegration and its experimental background,” J. Prosthet. Dent., vol. 50, no. 3, pp. 399–410, Sep. 1983. [43] C. Aparicio Bádenas, “Tratamientos de superficie sobre titanio comercialmente puro para la mejora de la osteointegración de los implantes dentales,” TDX (Tesis Doctorals en Xarxa), 15-Apr-2005. [Online]. Available: http://www.tdx.cat/handle/10803/6044. [Accessed: 29-Apr-2015]. [44] J. Lausmaa, “Mechanical, Thermal, Chemical and Electrochemical Surface Treatment of Titanium,” in Titanium in Medicine, Springer Berlin Heidelberg, 2001, pp. 231–266. [45] J. Pavón, P. Velásquez, and S. Velásquez, “Modificación superficial del titanio para mejorar su oseointegración,” presented at the IV Encuentro Nacional de Materiales, 2010. [46] L. L. Hench and S. M. Best, “Chapter I.2.4 - Ceramics, Glasses, and Glass-Ceramics: Basic Principles,” in Biomaterials Science (Third Edition), B. D. R. S. H. J. S. E. Lemons, Ed. Academic Press, 2013, pp. 128– 151. [47] T. Kokubo, F. Miyaji, H.-M. Kim, and T. Nakamura, “Spontaneous Formation of Bonelike Apatite Layer on Chemically Treated Titanium Metals,” J. Am. Ceram. Soc., vol. 79, no. 4, pp. 1127–1129, Apr. 1996. [48] A. Abarrategi López and A. Abarrategi López, “Estudio del quitosano como biomaterial portador de rhBMP-2: desarrollo, caracterización y aplicabilidad en regeneración de tejido óseo,” info:eurepo/semantics/doctoralThesis, Universidad Complutense de Madrid, Servicio de Publicaciones, Madrid, 2009. [49] S. Facsko, T. Dekorsy, C. Koerdt, C. Trappe, H. Kurz, A. Vogt, and H. L. Hartnagel, “Formation of Ordered Nanoscale Semiconductor Dots by Ion Sputtering,” Science, vol. 285, no. 5433, pp. 1551–1553, Sep. 1999. [50] F. Frost, A. Schindler, and F. Bigl, “Roughness Evolution of Ion Sputtered Rotating InP Surfaces: Pattern Formation and Scaling Laws,” Phys. Rev. Lett., vol. 85, no. 19, pp. 4116–4119, Nov. 2000. [51] B. Ziberi, F. Frost, T. Höche, and B. Rauschenbach, “Ripple pattern formation on silicon surfaces by lowenergy ion-beam erosion: Experiment and theory,” Phys. Rev. B, vol. 72, no. 23, Dec. 2005. [52] S. Bharati, C. Soundrapandian, D. Basu, and S. Datta, “Studies on a novel bioactive glass and composite coating with hydroxyapatite on titanium based alloys: Effect of γ-sterilization on coating,” J. Eur. Ceram. Soc., vol. 29, no. 12, pp. 2527–2535, Sep. 2009. [53] S. Foppiano, S. J. Marshall, E. Saiz, A. P. Tomsia, and G. W. Marshall, “Functionally graded bioactive coatings: Reproducibility and stability of the coating under cell culture conditions,” Acta Biomater., vol. 2, no. 2, pp. 133–142, Mar. 2006. [54] J. M. Gomez-Vega, E. Saiz, A. P. Tomsia, G. W. Marshall, and S. J. Marshall, “Bioactive glass coatings with hydroxyapatite and Bioglass® particles on Ti-based implants. 1. Processing,” Biomaterials, vol. 21, no. 2, pp. 105–111, Jan. 2000. Referencias 78 78 [55] J. Gallardo, P. Galliano, and A. Durán, “Bioactive and Protective Sol-Gel Coatings on Metals for Orthopaedic Prostheses,” J. Sol-Gel Sci. Technol., vol. 21, no. 1–2, pp. 65–74, Jun. 2001. [56] M. H. Fathi and A. Doost Mohammadi, “Preparation and characterization of sol–gel bioactive glass coating for improvement of biocompatibility of human body implant,” Mater. Sci. Eng. A, vol. 474, no. 1– 2, pp. 128–133, Feb. 2008. [57] M. H. Fathi and A. Doostmohammadi, “Bioactive glass nanopowder and bioglass coating for biocompatibility improvement of metallic implant,” J. Mater. Process. Technol., vol. 209, no. 3, pp. 1385–1391, Feb. 2009. [58] J. Liu and X. Miao, “Sol–gel derived bioglass as a coating material for porous alumina scaffolds,” Ceram. Int., vol. 30, no. 7, pp. 1781–1785, 2004. [59] A. Balamurugan, G. Balossier, J. Michel, and J. M. F. Ferreira, “Electrochemical and structural evaluation of functionally graded bioglass-apatite composites electrophoretically deposited onto Ti6Al4V alloy,” Electrochimica Acta, vol. 54, no. 4, pp. 1192–1198, Jan. 2009. [60] A. R. Boccaccini, C. Peters, J. A. Roether, D. Eifler, S. K. Misra, and E. J. Minay, “Electrophoretic deposition of polyetheretherketone (PEEK) and PEEK/Bioglass® coatings on NiTi shape memory alloy wires,” J. Mater. Sci., vol. 41, no. 24, pp. 8152–8159, Oct. 2006. [61] I. Corni, M. P. Ryan, and A. R. Boccaccini, “Electrophoretic deposition: From traditional ceramics to nanotechnology,” J. Eur. Ceram. Soc., vol. 28, no. 7, pp. 1353–1367, 2008. [62] R. Comesaña, F. Quintero, F. Lusquiños, M. J. Pascual, M. Boutinguiza, A. Durán, and J. Pou, “Laser cladding of bioactive glass coatings,” Acta Biomater., vol. 6, no. 3, pp. 953–961, Mar. 2010. [63] D. G. Wang, C. Z. Chen, J. Ma, and G. Zhang, “In situ synthesis of hydroxyapatite coating by laser cladding,” Colloids Surf. B Biointerfaces, vol. 66, no. 2, pp. 155–162, Oct. 2008. [64] G. Goller, “The effect of bond coat on mechanical properties of plasma sprayed bioglass-titanium coatings,” Ceram. Int., vol. 30, no. 3, pp. 351–355, 2004. [65] T. M. Lee, E. Chang, B. C. Wang, and C. Y. Yang, “Characteristics of plasma-sprayed bioactive glass coatings on Ti-6A1-4V alloy: an in vitro study,” Surf. Coat. Technol., vol. 79, no. 1–3, pp. 170–177, Feb. 1996. [66] H. Herman, S. Sampath, and R. McCune, “Thermal Spray: Current Status and Future Trends,” MRS Bull., vol. 25, no. 07, pp. 17–25, Jul. 2000. [67] G. Bolelli, V. Cannillo, R. Gadow, A. Killinger, L. Lusvarghi, and J. Rauch, “Microstructural and in vitro characterisation of high-velocity suspension flame sprayed (HVSFS) bioactive glass coatings,” J. Eur. Ceram. Soc., vol. 29, no. 11, pp. 2249–2257, Aug. 2009. [68] L. Torrisi and R. Setola, “Thermally assisted hydroxyapatite obtained by pulsed-laser deposition on titanium substrates,” Thin Solid Films, vol. 227, no. 1, pp. 32–36, May 1993. [69] L. D’Alessio, R. Teghil, M. Zaccagnino, I. Zaccardo, D. Ferro, and V. Marotta, “Pulsed laser ablation and deposition of bioactive glass as coating material for biomedical applications,” Appl. Surf. Sci., vol. 138– 139, pp. 527–532, Jan. 1999. [70] R. Teghil, L. D’Alessio, D. Ferro, and S. M. Barinov, “Hardness of bioactive glass film deposited on titanium alloy by pulsed laser ablation,” J. Mater. Sci. Lett., vol. 21, no. 5, pp. 379–382, Mar. 2002. [71] L. Floroian, B. Savu, G. Stanciu, A. C. Popescu, F. Sima, I. N. Mihailescu, R. Mustata, L. E. Sima, S. M. Petrescu, D. Tanaskovic, and D. Janackovic, “Nanostructured bioglass thin films synthesized by pulsed laser deposition: CSLM, FTIR investigations and in vitro biotests,” Appl. Surf. Sci., vol. 255, no. 5, Part 2, pp. 3056–3062, Dec. 2008. [72] C. X. Wang, Z. Q. Chen, and M. Wang, “Fabrication and characterization of bioactive glass coatings produced by the ion beam sputter deposition technique,” J. Mater. Sci. Mater. Med., vol. 13, no. 3, pp. 247–251, Mar. 2002. [73] G. E. Stan, C. O. Morosanu, D. A. Marcov, I. Pasuk, F. Miculescu, and G. Reumont, “Effect of annealing 79 79 Efecto del tamaño de poro en el comportamiento biomecánico y biofuncional de implantes de titanio upon the structure and adhesion properties of sputtered bio-glass/titanium coatings,” Appl. Surf. Sci., vol. 255, no. 22, pp. 9132–9138, Aug. 2009. [74] G. E. Stan, S. Pina, D. U. Tulyaganov, J. M. F. Ferreira, I. Pasuk, and C. O. Morosanu, “Biomineralization capability of adherent bio-glass films prepared by magnetron sputtering,” J. Mater. Sci. Mater. Med., vol. 21, no. 4, pp. 1047–1055, Nov. 2009. [75] K. Rezwan, Q. Z. Chen, J. J. Blaker, and A. R. Boccaccini, “Biodegradable and bioactive porous polymer/inorganic composite scaffolds for bone tissue engineering,” Biomaterials, vol. 27, no. 18, pp. 3413–3431, Jun. 2006. [76] J. J. Pavón Palacio, “Fractura y fatiga por contacto de recubrimientos de vidrio sobre Ti6Al4V para aplicaciones biomédicas,” TDX (Tesis Doctorals en Xarxa), 08-Nov-2006. [Online]. Available: http://www.tdx.cat/handle/10803/6051. [Accessed: 06-May-2015]. [77] F. Pishbin, A. Simchi, M. P. Ryan, and A. R. Boccaccini, “Electrophoretic deposition of chitosan/45S5 Bioglass® composite coatings for orthopaedic applications,” Surf. Coat. Technol., vol. 205, no. 23–24, pp. 5260–5268, Sep. 2011. [78] F04 Committee, “Specification for Unalloyed Titanium, for Surgical Implant Applications (UNS R50250, UNS R50400, UNS R50550, UNS R50700),” ASTM International, 2000. [79] J. R. Jones, “Review of bioactive glass: From Hench to hybrids,” Acta Biomater., vol. 9, no. 1, pp. 4457– 4486, Jan. 2013. [80] P. A. Brunton, R. P. W. Davies, J. L. Burke, A. Smith, A. Aggeli, S. J. Brookes, and J. Kirkham, “Treatment of early caries lesions using biomimetic self-assembling peptides – a clinical safety trial,” Br. Dent. J., vol. 215, no. 4, pp. E6–E6, Aug. 2013. [81] E28 Committee, “Test Methods of Compression Testing of Metallic Materials at Room Temperature,” ASTM International, 2009. [82] “Scanning electron microscope,” Wikipedia, the free encyclopedia. 03-Jun-2015. [83] F.-Y. Zhu, Q.-Q. Wang, X.-S. Zhang, W. Hu, X. Zhao, and H.-X. Zhang, “3D nanostructure reconstruction based on the SEM imaging principle, and applications,” Nanotechnology, vol. 25, no. 18, p. 185705, May 2014. Referencias 80 80