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Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
CAPITULO II
BASES TEORICAS
II.1. BIOMATERIALES
II.1.1. INTRODUCCIÓN
En cirugía, un biomaterial es el material que puede ser utilizado en algún implante
o prótesis. En términos médicos, un biomaterial es un compuesto farmacológicamente
inerte diseñado para ser implantado o incorporado dentro del sistema vivo. En este
sentido el biomaterial se implanta con el objeto de sustituir o regenerar tejidos vivientes
y sus funciones. Pueden ser de colocación interna o externa, incluyéndose en esta
categoría los materiales dentales. Los biomateriales son sometidos a situaciones adversas
dado que están expuestos de modo temporal o permanente a fluidos del cuerpo, donde
se da la corrosión de los componentes del implante, o bien, el implante causa el
envenenamiento del organismo vivo. Los biomateriales restituyen funciones de tejidos
vivos y órganos en el cuerpo. Por lo tanto es esencial entender las relaciones existentes
entre las propiedades, funciones y estructuras de los materiales biológicos dado que las
propiedades requeridas de un material varían de acuerdo con la aplicación particular.
La Ciencia de Materiales ha hecho posible la sustitución de elementos vivos por
elementos artificiales. Esta rama de la ciencia-ingeniería de materiales que se ha
desarrollado en apoyo directo a la vida recibe en nuestros días una gran atención a nivel
mundial [1].
II.1.2. DEFINICIÓN
El término biomaterial designa a aquellos materiales, naturales (de origen animal
o humano) o artificiales (hechos por el hombre), utilizados en la fabricación de
dispositivos que interactúan con los sistemas biológicos y que se aplican en diversas
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especialidades de la medicina ya sea para aumentar o reemplazar un tejido, órgano o
una función del organismo.
II.1.3. CARACTERÍSTICAS
Las características más importantes que influyen en la decisión de escoger un
biomaterial dado son biocompatibilidad, requisitos físicos y requisitos químicos.
II.1.3.1. Biocompatibilidad.
Se define como, la capacidad de un material para llevar a cabo sus prestaciones
con una respuesta apropiada del huésped en una situación específica. Esta capacidad
implica BIOSEGURIDAD Y BIOFINCIONALIDAD. Entendemos por BIOSEGURIDAD la
propiedad de excluir los efectos nocivos del biomaterial sobre el organismo. El material
no debe causar: inflamación crónica, infección, trombogénesis, y no debe ser tóxico, ni en
su forma primaria ni en sus productos de degradación Entendemos como
BIOFUNCIONALIDAD la propiedad necesaria del material de ser capaz de desencadenar
una respuesta benéfica del organismo receptor para el funcionamiento óptimo del
dispositivo médico.
Para que un material sea catalogado como BIOCOMPATIBLE, debe superar los
ensayos especificados en la norma ISO 10993-1 que garantiza lo expuesto en los párrafos
anteriores. Además un material biocompatible puede ser BIOINERTE (no es tóxico ni es
biológicamente activo durante su vida en servicio), o BIOACTIVO (tampoco es tóxico pero
en cambio sí es biológicamente activo durante su vida en servicio).
II.1.3.2. Propiedades físicas y químicas.
La Tabla II-1, recoge las principales propiedades físicas y químicas del biomaterial.
Propiedades físicas del biomaterial
Propiedades químicas del biomaterial
Resistencia mecánica adecuada
No ser toxico
Resistencia a la fatiga adecuada
No ser carcinógeno
Densidad y pesos adecuados
Ser químicamente estable
Tamaño y forma igual al material a sustituir.
Ser inerte.
Tabla II-1. Propiedades físicas y químicas de los biomateriales.
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II.1.4. TIPOS DE BIOMATERIALES. CLASIFICACIÓN.
En La Tabla II-2, se expone ordenadamente una clasificación de los biomateriales,
atendiendo a diferentes criterios:
SEGÚN
COMPOSICION
QUIMICA
-METÁLICOS
-POLÍMERICOS
-CERÁMICOS
-COMPUESTOS
SEGÚN APLICACIÓN
REAL
-IMPLANTABLES (ortopédicos y vasculares)
-NO IMPLANTABLES(sondas, catéteres, globos angioplásticos)
SEGÚN MEDIO DE
IMPLANTACION
-LIMPIO (medios ortopédicos y cardiovasculares, los cuales no tienen
contacto con el medio exterior).
-SUCIO (garganta, sistema digestivo...)
SEGÚN TIEMPO DE
PERMANENCIA
-TEMPORAL: En general, son extraídos cuando el proceso biológico
reparativo ha terminado, puesto que el hueso es capaz de soportar las
exigencias habituales sin su auxilio.
-PERMANENTE: Se emplean para reemplazar total o parcialmente un
hueso o una articulación irreparablemente dañados en su morfología,
estructura o función
SEGÚN FUNCION
-DE SOPORTE
-DE DIAGNOSTICO
-DE TRATAMIENTO
SEGÚN SU
ESTRUCTURA
-SÓLIDOS
-POROSOS
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SEGÚN SU ORIGEN
-NATURAL
-ARTIFICIAL
SEGÚN OBJETIVOS A
CUMPLIR
-DE PRIMERA GENERACION: son aquellos en los que se busca una
combinación adecuada de propiedades físicas iguales a las del tejido
reemplazado con la mínima respuesta tóxica o tipo bioinertes (ej.:
prótesis articulares).
-DE SEGUNDA GENERACION: Pueden ser bioactivos con el objetivo de
producir una acción y reacción controladas en el entorno fisiológico o
absorbibles con el objetivo de que se produzca una y absorción controlada
del biomaterial, que es reemplazado por tejido del huésped.
-DE TERCERA GENERACION: son aquellos que buscan Estimular respuestas
celulares específicas a nivel molecular.
Tabla II-2. Clasificación de los biomateriales atendiendo a diferentes criterios.
II.1.5. CARACTERISTICAS MECANICAS DE LOS BIOMATERIALES
MÁS IMPORTANTES.
En la Tabla II-3, se han recogido los valores de densidad, resistencia a compresión,
modulo elástico y tenacidad, de los biomateriales más representativos [1].
MATERIAL
Densidad
(g/cm3)
Resistencia a
compresión
(MPa)
Módulo elástico
(GPa)
Tenacidad
(MPa·m1/2)
Hueso natural
1.8-2.1
130-180
3-20
3-6
Ti y aleaciones
4.4-4.5
590-1117
55-117
55-115
Aleaciones de CoCr-Mo
8.3-9.2
450-1896
200-253
100
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Acero inoxidable
7.9-81
170-310
189-205
50-200
3.1
65-100
41-45
15-40
Polietileno HD
0.94-0.96
25
1-2
-
Polietileno de
peso molecular
ultra alto
(UHMWPE)
0.41-0.49
28
1
20
Politetrafluoroetil
eno (PTFE)
2.1-2.3
11.7
0.4
-
Polimetilmetacrila
to (PMMA)
1.16
144
4.5
1.5
Zirconia
6.1
2000
220
9 (MN·m-3/2)
Alúmina
3.98
4000-5000
380-420
3-5
Bioglass
2.7
1000
75
-
Hidroxiapatita
3.1
600
73-117
0.7
Cerámica A W
glass
-
1080
118
1.9-2
Magnesio
Tabla II-3. Propiedades mecánicas de varios biomateriales
II.2.BIOMATERIAL DE ESTRUCTURA JERARQUIZADA: EL HUESO
II.2.1.GENERALIDADES
Normalmente se piensa en los huesos como una parte inerte del cuerpo, el cual no
cambia una vez se ha alcanzado su tamaño adulto. En realidad el hueso es un tejido vivo
que, al igual que los otros tejidos del cuerpo, debe alimentarse para estar en buenas
condiciones. De esta parte se encargan los osteocitos (células óseas distribuidas en el
tejido óseo). El hueso como tejido vivo que cambia en el tiempo. Al proceso continuo de
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destruir el tejido viejo y crear el nuevo se le llama remodelación. En este proceso los
osteoclastos son las células encargadas de destruir el tejido viejo, y los osteoblastos de
construir el nuevo. La remodelación ósea es muy lenta, de forma que tenemos el
equivalente de un esqueleto nuevo cada siete años aproximadamente.
Mientras el cuerpo es joven y crece, la principal actividad la tienen los
osteoblastos, mientras que después de los cuarenta años los osteoclastos son los más
activos; esto explica por qué las personas se achican a medida que envejecen. Estos
procesos son graduales y lentos, excepto en los primeros años de vida en los que el
crecimiento es muy rápido y después de los ochenta años en los que las personas
decrecen rápidamente. Por lo que la edad del paciente es uno de los factores más
importantes a lo hora de determinar el tipo de prótesis a utilizar, pues de ella extraemos
información de la composición ósea del paciente.
En el cuerpo humano, los huesos tienen seis funciones que cumplir y para las
cuales están diseñados óptimamente: 1) soporte, 2) locomoción, 3) protección de
órganos, 4) almacén de componentes químicos, 5) alimentación, y 6) trasmisión del
sonido, [2-5].
II.2.2.ESTRUCTURA ÓSEA
Los huesos del esqueleto presentan diferentes formas y tamaños que se
relacionan con su función específica. Respecto a su estructura global, el tejido óseo está
constituido por diferentes fases sólidas y líquidas, que le otorgan la característica de ser
junto a la dentina y el esmalte de los dientes, los únicos tejidos duros del organismo.
(Figura II-1).
Figura II-1. Detalle del hueso cortical (en perímetro) y trabecular (en interior)
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Desde el punto de vista macroscópico el tejido óseo puede ser:
1) ESPONJOSO (TRABECULAR): conformado por un entramado tridimensional de
tabiques o trabéculas óseas ramificadas que se orientan de manera paralela a las
líneas de fuerza y limitan un sistema laberíntico de espacios intercomunicantes,
ocupados por médula ósea. El hueso esponjoso se encuentra en el esqueleto axial,
en las epífisis y metáfisis de los huesos largos y en los huesos planos y tiene la
capacidad de resistir fuerzas de comprensión y tensión.
2) CORTICAL: constituido por una masa sólida y continua cruzada por una red de
finos conductos longitudinales, denominados canales de Havers, y transversales,
conocidos como conductos de Volkmann, que alojan vasos sanguíneos y fibras
nerviosas. Predomina en el esqueleto apendicular, conformando la diáfisis de los
huesos que adopta la forma de un cilindro hueco para contener la médula ósea.
Sus particulares características lo hacen resistente a las fuerzas de flexión, torsión
y cizalladura.
II.2.3. PROPIEDADES MECÁNICAS DEL HUESO
Las propiedades mecánicas del hueso cortical y trabecular son distintas ya que
éstos presentan una arquitectura diferente, [6]. Por otra parte, también debe
considerarse la dirección de aplicación del esfuerzo debido a la marcada anisotropía del
tejido óseo.
Tipo de carga
HUESO CORTICAL
Tracción
Compresión
Torsión
Resistencia (longitudinal)
Resistencia (transversal)
Resistencia (cizalladura)
Módulo de Young (longitudinal)
Módulo de Young (transversal)
Módulo de Cizalladura
78.8-151 MPa
51-56 MPa
17-20 GPa
6-13 GPa
-
131-224 MPa
106-133 MPa
11-20 GPa
6-13 GPa
-
53.1-70 MPa
3.3 GPa
Tipo de carga
HUESO TRABECULAR
Tracción
Compresión
Torsión
Resistencia mecánica
Módulo de Young (longitudinal)
8 MPa
0-4 GPa
50 MPa
-
-
Tabla II-4. Propiedades mecánicas hueso cortical y trabecular [6].
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Los ensayos mecánicos en huesos, se realizan de igual forma que para el resto de
materiales, con la salvedad de la anisotropía en toda su estructura y por tanto resulta
necesario para la obtención de esfuerzos tanto transversales como longitudinales,
realizar los ensayos en distintas zonas y direcciones del hueso, como se muestra en las
Figuras II-2, II-3 y II-4.
Figura II-2. Ensayo a compresión real sobre columna vertebral para caracterización mecánica.
Figura II-3. Ensayo a compresión real sobre un vertebra para caracterización mecánica.
Figura II-4. Ensayo a flexión real sobre fémur para caracterización mecánica.
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Como se puede observaren la Figura II-5, para las tensiones aplicadas de forma
longitudinal, el hueso se comporta mucho mejor que frente a esfuerzos de deformación
por tracción. Como es de esperar también, la densidad ósea influye en los esfuerzos
absorbidos por el hueso, siendo de esta forma el hueso cortical más resistente que el
hueso trabecular (¡Error! No se encuentra el origen de la referencia. II-6.). Así
mismo, los huesos de ancianos, son más débiles, debido a la disminución de su densidad
ósea y por tanto resisten menos a los esfuerzos.
Figura II-5. Esquema de la influencia de la dirección de la
aplicación de la carga en las curvas esfuerzo deformación
Figura II-6. Curva tensión-deformación para
distintas densidades óseas
El diseño de estructuras huecas en ingeniería, se realizan a partir de las líneas de
presión estática, en el que se emplea la mínima cantidad de material y mínimo peso,
manteniendo la máxima resistencia, Figura III- a),b). En el caso de los huesos, estos se
orientan siguiendo el mismo principio, trabéculas que siguen la misma dirección de las
líneas de presión, permitiendo la perfecta transmisión de esfuerzos en una estructura
ligera y optimizada mecánicamente.
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Figura III-7 a). Estructura similar al hueso trabecular usada en ingeniería. Metrosol- Parasol, 2011 Sevilla,
España.
Figura III-7 b). Estructura similar al hueso trabecular usada en ingeniería, para la resolución de pilar
soporte en puente.
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II.3. OSTEOGÉNESIS
El concepto de osteogénesis, formación de hueso por crecimiento o por
reparación debido a la actividad de los osteoblastos (células especiales propias del tejido
óseo, cuya función consiste en la producción de las sustancias que componen el hueso),
ha sido propuesto como el método más conveniente para evaluar la respuesta del hueso
a los biomateriales utilizados para su reemplazo [7]. Por tanto, a partir del análisis de los
patrones de osteogénesis los biomateriales se dividen en tres clases:
1) Osteogénesis intervenida: asociada a los materiales biotolerantes (Acero
inoxidable, Vitalliumm, PMMA). Su composición química y propiedades
superficiales pueden dar lugar a reacciones adversas del tejido circundante,
debido a la liberación de iones al medio o residuos en forma de partículas.
2) Osteogénesis por contacto: propia de los materiales bioinertes (Titanio y sus
aleaciones, carbono, alúmina, circona, óxido de titanio, nitruro de titanio y de
silicio). La adhesión del implante es exclusivamente mecánica produciéndose la
denominada “fijación biológica”. El hueso crece de manera ordenada en contacto
directo con el implante generalmente con un espesor mínimo de capa de tejido
fibroso [7,8] y puede variar dependiendo del material y de la extensión del
movimiento relativo. Esto es equivalente al concepto de osteointegración utilizado
por primera vez por Brånemark [9] y modificado más tarde [¡Error! No se
encuentra el origen de la referencia.], para describir el comportamiento de
implantes dentales de titanio en contacto con el hueso.
3) Osteogénesis por enlace: relacionada con los materiales bioactivos (vidrios y
vitrocerámicos bioactivos, hidroxiapatita).
Los materiales no-tóxicos y biodegradables no están incluidos en la clasificación
según la osteogénesis. Estos están diseñados para degradarse gradualmente con el
tiempo y, por tanto, para ser reemplazados por el tejido receptor.
II.4. EN BUSCA DEL BIOMAETRIAL IDONEO PARA SUSTITUCION
DEL HUESO.
Innumerables resultan los esfuerzos que se dedican a desarrollar materiales
nuevos con un módulo de Young cercano al del hueso cortical. Entre éstos se encuentran
los materiales compuestos basados en polímeros [11-15] (que presentan el inconveniente
de que su resistencia a fatiga y tenacidad de fractura es menor que la del hueso), carbóncarbón [16] y aleaciones de titanio-β metaestable [17,18] (que presentan buena
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resistencia mecánica y un módulo elástico significativamente más bajo, 55 GPa para Ti35Nb-7Zr-5Ta, que el de las aleaciones convencionales de titanio, pero el módulo elástico
es todavía más elevado que el del hueso cortical [1919]).
Otra alternativa para reducir el módulo elástico de los implantes ortopédicos es
utilizar materiales porosos, ya que controlando su proporción y características (tamaño y
morfología) el módulo elástico puede ser hecho a medida [20]. Se ha demostrado que los
compactos de titanio sinterizados con un 30% de porosidad tienen un módulo de
elasticidad cercano al del hueso cortical humano, sin embargo, la presencia de esta
porosidad conduce a la degradación de la resistencia mecánica del material debido a los
defectos estructurales y a la concentración de esfuerzos alrededor de los poros. Además
el titanio poroso es más susceptible a la corrosión que el titanio sólido debido a la gran
superficie expuesta a los agentes corrosivos [19, 21,22]. Así como los metales tienen
excelentes propiedades mecánicas y los polímeros tienen bajo módulo elástico, la
combinación de un metal con un polímero biocompatible puede formar un biocompuesto
con módulo elástico similar al del hueso cortical y una resistencia mecánica satisfactoria.
Por otro lado, el relleno de los poros con un polímero reduce el área expuesta al
ambiente y por lo tanto reduce la tendencia a la corrosión del material poroso [19].
II.5.TITANIO COMO BIOMATERIAL CON USO EN IMPLANTES
OSEOS.
II.5.1. GENERALIDADES.
El titanio es el noveno elemento más abundante en la corteza terrestre y se
obtiene a partir de minerales ricos en oxido de titanio (TiO2) como son el rutilo y la
ilmenita. Se descubrió en 1794, pero no se pudo separar del mineral de forma eficiente
hasta 1936, debido a su altísima afinidad por el oxígeno. Fue finalmente Kroll quien
desarrollo la metodología de obtención que lleva su nombre, la cual ha permitido que el
titanio tenga aplicación en una gran variedad de sectores, incluyendo el biomédico.
El Ti c.p. es considerado un biomaterial altamente biocompatible (tanto in vitro
como in vivo), bioinerte y con gran capacidad de osteointegración, es decir, presenta
como consecuencia gran facilidad para establecer una conexión directa, estructural y
funcional, entre el hueso (vivo y ordenado) y la superficie del implante. Las leves
reacciones que provoca en el medio biológico y sus adecuadas propiedades mecánicas,
son los factores determinantes para que sea el material por excelencia en la selección
para la fabricación de los implantes dentales. Las normas internacionales (ISO 5832-2 y
ASTM F67-00) recogen las cuatro calidades o grados de Ti c.p. que se emplean en
aplicaciones médicas.
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aplicaciones biomédicas.
Las propiedades fisicoquímicas superficiales del titanio son las responsables de su
estabilidad (resistencia a la corrosión) en diferentes medios, especialmente frente a los
ambientes fisiológicos. Estas propiedades están determinadas por la naturaleza de la capa
de óxido de titanio que se forma de manera natural y espontánea sobre la superficie del
Ti c.p. (TiO2, el más estable, distribuido en una densa capa de espesor variable entre 2 y
10 nm), la cual protege el metal de los ataques químicos de ambientes agresivos como el
del contacto con el aire y otros medios como el fluido corporal. Dicho óxido reacciona en
solución acuosa y adsorbe y disocia moléculas orgánicas, actuando en muchos casos
como catalizador de un gran número de reacciones químicas [23].
Los valores de resistencia mecánica excelentes (en relación con su peso) del Ti c.p.,
se convierten en un valor agregado a su estabilidad química superficial y a su excelente
biocompatibilidad. El módulo de elasticidad (100-110 GPa), el límite elástico (170-483
MPa) y la resistencia a la tracción (240-550 MPa) son valores suficientes para soportar las
tensiones mecánicas a las que se verá sometido los implantes en los que se utiliza. El
módulo de elasticidad es mucho menor que el que poseen otros metales utilizados,
ayudando sin lugar a dudas a disminuir el efecto del apantallamiento de las tensiones que
se transmiten al hueso y su repercusión en los fenómenos de remodelación ósea.
II.5.2. LIMITACIONES DEL TI C.P. PARA SU USO EN IMPLANTES
A pesar de las importantes y corroboradas ventajas del Ti c.p. para su utilización
en implantes ortopédicos y dentales, las estadísticas de fallo (10 al 15% durante los
primeros 10 años) [24] y el hecho de que un importante porcentaje de las cirugías (20%)
se realizan para reemplazar los implantes que han fallado [25], muestran una necesidad
evidente de continuar la investigación en metodologías que mejoren las prestaciones de
los implantes de Ti c.p. La mayoría de estos fallos se inician en la intercara implantehueso, por lo que la mejora de la fiabilidad de los mismos requiere que se solucionen los
problemas interfaciales. Se pueden definir claramente dos problemas:
1) LOS MICROMOVIMIENTOS RELATIVOS que ocurren en la intercara biomaterial-tejido
generan con el paso del tiempo una fina capa de tejido fibroso.
2) LAS MARCADAS DIFERENCIAS QUE EXISTEN ENTRE EL MÓDULO DE YOUNG del
implante (100-110 GPa) y del hueso cortical (10-30 GPa), implica que no se transmitan
correctamente los esfuerzos entre el implante y el hueso, conduciéndose a la reabsorción
del hueso con el paso del tiempo y el aflojamiento eventual del implante. Este fenómeno
se denomina “stress-shielding induced bone resorption” [26,30].
Es un hecho que la calidad superficial del implante es uno de los factores que
determina su capacidad de osteointegración [31]. Una de las metodologías implementada
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Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
para mejorar las propiedades superficiales, se basa en la modificación de la naturaleza
química del titanio, destacando el aporte de un recubrimiento bioactivo como la
hidroxiapatita sintética (HA) [32] y los vidrios bioactivos [33]. Sin embargo, éstos no han
colmado las expectativas tanto de adherencia y estabilidad del recubrimiento in vivo,
como de reproducibilidad de las diferentes propiedades mecánicas de los mismos. En este
contexto, existen las metodologías encaminadas a modificar la rugosidad y textura del
implante [33]. Se ha observado que el aumentar la rugosidad del Ti c.p., por encima de la
obtenida con el mecanizado, se presenta una mejor respuesta de los osteoblastos in vitro,
al igual que una mejor fijación mecánica del implante in vivo.
Son muchos los tratamientos que se han aplicado sobre el Titanio para
aplicaciones biomédicas, y su descripción se puede abordar desde distintos puntos de
vista. En función del efecto que persiguen, se distinguen tres grandes grupos:
1) Limpieza de la superficie y/o la eliminación de la capa superficial nativa.
2) Modificación de la estructura y la topografía.
3) Modificación de la composición y la estructura de la capa de óxido o la
formación controlada de un nuevo recubrimiento en la superficie.
Otra clasificación posible, y también muy útil para la descripción de los distintos
tratamientos, es la que toma como base el carácter fisicoquímico fundamental del
tratamiento empleado [34,35]:
1) MÉTODOS MECÁNICOS: desbaste, pulido, mecanizado y granallado.
2) MÉTODOS QUÍMICOS: Limpieza con disolvente, ataque ácido, ataque alcalino,
pasivado, anodizado, electropulido.
3) MÉTODOS AL VACÍO: descarga lumínica, descarga eléctrica, implantación
iónica.
4) MÉTODOS DE RECUBRIMIENTO: Proyección por plasma, sol-gel, magnetron
Sputtering, ablación láser.
5) MÉTODOS BIOQUÍMICOS: enlace de iones y/o moléculas activas por adsorción
fisicoquímica, por enlace covalente y por inclusión en materiales que actúan
de portadores.
II.5.3.CONDICIONES DE CARGA
En las condiciones de carga del implante se deben controlar con dos objetivos generales:
ESTABLECER LA OSTEOINTEGRACIÓN LO ANTES POSIBLE y que ésta PERDURE EN EL
TIEMPO. Hay tres fases en el tiempo que definen la relación dinámica progresiva entre el
implante y el hueso:
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aplicaciones biomédicas.
1) CICATRIZACIÓN: formación de un hueso ordenado adyacente al implante
inmóvil (consecución de la osteointegración).
2) IMPLANTE EXPUESTO A LAS FUERZAS MECÁNICAS: el hueso recién formado se
remodela según la magnitud, dirección y frecuencia (fatiga) de la carga
aplicada (avance de la osteointegración).
3) ESTADO ESTABILIZADO: el implante está perfectamente acoplado al hueso y en
capacidad plena de trabajo mecánico.
Sin embargo, resulta cada vez más necesario reducir los tiempos de cicatrización,
mejorando la superficie para favorecer la osteointegración y una distribución favorable de
las cargas funcionales en el sistema implante/hueso (módulos de Young compatibles). El
estudio del comportamiento mecánico de materiales con porosidad interconectada
(rellenos o no) se limita generalmente a evaluar el módulo elástico, en la mayoría de los
casos a partir de ensayos de compresión uniaxial [36], en otros aunque en menor cuantía,
utilizando la técnica de ultrasonidos [30], modelos semiempíricos [37], y por elementos
finitos [64]. Sin embargo, la investigación encaminada a describir el comportamiento a
fatiga bajo condiciones reales de carga, medioambientales y tiempos de permanencia en
fluido fisiológico simulado (SBF) es nula.
II.6. METODOLOGÍAS PARA OBTENER SUSTRATOS POROSOS
La obtención de materiales porosos es un camino contrastado para solventar el
apantallamiento de tensiones. Entre las metodologías que se están implementando en los
distintos grupos de investigación y que se están desarrollando en el grupo de Ciencias de
los Materiales e Ingeniería Metalúrgica de esta Universidad, se encuentran las siguientes
técnicas que involucran procesos de sinterización, destacando:
1) “SPACE HOLDER” o utilización de espaciadores (como bicarbonato de amonio,
NaCl, PVA) [38-44]. En esta metodología se mezcla el polvo metálico con otro
elemento que será eliminable posteriormente, y previa sinterización, de manera
que se van originando los poros a la vez que se elimina el material utilizado como
espaciador.
2) “LOOSE SINTERING” [45] o límites de la sinterización convencional [46-48,49] Se
trata de una metodología donde se sinteriza el polvo metálico, sin compactación
previa, lo cual permitirá la creación de un material muy poroso por no haber sido
compactado previamente.
3) Técnicas de SINTERIZACIÓN ASISTIDAS POR CAMPO ELÉCTRICO (“Field-Assisted
Sintering Techniques”, F.A.S.T.) [50-53].
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Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
En cualquiera de las técnicas empleadas el objetivo es la formación de poros en el
material y la consolidación de los mismos durante la sinterización, como se describe en la
Figura II-8.
Figura II-8. Formación de poros entre las partículas de polvo metálico y consolidación durante la
sinterización.
Sin embargo, la presencia de esta porosidad conduce a la degradación de la
resistencia mecánica debido a los defectos estructurales y a la concentración de
esfuerzos alrededor de los poros [54,55], Figura II-9.
Figura II-9. Influencia de la porosidad en la degradación de la resistencia
Es pues fundamental encontrar el equilibrio entre grado de porosidad,
características mecánicas y osteointegración para desarrollar el material adecuado que
permita la perfecta sustitución del hueso dañado por el implante Figura II-10.
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Figura II-1O
O. Implante ortopédico con sustrato
o superficial poroso.
II.6.1.
1. LOOSE SINTERING: LIMITES DE LA PULVIMETALURGIA
ETALURGIA
Es un método ampliamente usado para la fabricación de piezas altamente porosas
(por ejemplo: filtros de disco simples). Consiste en la sinterización de polvos no
compactados sin presión externa. Básicamente, el polvo metálico es vertido dentro de un
molde el cual es entonces calentado hasta la temperatura de sinterización en una
atmósfera apropiada. Dado que no hay presión de compactación, la densidad en verde
inicial es la densidad aparente, o densidad de golpeo si el polvo es sometido a vibración.
La forma
ma y complejidad de las piezas que se pueden hacer por este método dependen
en gran parte de las características de flujo de los polvos. Debido a que la contracción
ocurre usualmente durante el sinterizado, esta solo puede usarse en formas donde la
contracción
ción pueda presentarse sin restricciones del molde que causen agrietamiento. Los
moldes son maquinados o fundidos a partir de cerámicas basadas en alúmina para
establecer la forma. Las características requeridas del material del molde para loose
sintering son [36]:
1) Debe ser fácil de maquinar o formar.
formar
2) Deberá soportar la temperatura de sinterización
sinterización sin deformación apreciable.
3) No debe soldarse al polvo durante el sinterizado.
Usualmente, esta técnica se aplica solamente a estructuras porosas, debido a que las
formas son simples y la densidad de la pieza sinterizada es baja. Si se emplean partículas
muy pequeñas, es posible obtener alta densidad después del sinterizado. Sin embargo,
emba
la
geometría no es más complicada que la cavidad del molde cerámico. A menudo esta no
es muy precisa, por lo cual el tamaño del sinterizado no es muy preciso. El grafito también
puede usarse cuando este no reacciona con el polvo, es probable, e incluso
inclus en este caso
29
Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
que lavar los moldes sea suficiente para prevenir la reacción. Aunque no se aplica presión
al polvo cualquier capa de óxido no reducible sobre la partícula prevendrá el contacto
metal-metal e impedirá el sinterizado. Por esta razón es casi imposible hacer aplicar esta
técnica en polvos de aluminio.
La fabricación de filtros de disco simples puede considerarse como un ejemplo para
ilustrar el uso del proceso Loose Powder Sintering. Los agujeros son taladrados a través
de una placa cerámica y esta es colocada sobre una lámina de cerámica. Las cavidades en
la placa cerámica son llenadas por polvos colados dentro de los agujeros y niveladas con
una hoja plana. Posteriormente, las láminas cerámicas son pasadas a través de un ciclo de
sinterización donde las partículas se unen lo suficiente como para ser manipuladas. En
general, la contracción obtenida está alrededor del 1%, pero las variaciones en el llenado
del polvo resultan en cambios en la densidad en verde y simultáneamente fluctuaciones
en la dimensión final.
Este proceso también es usado con acero inoxidable y otros aceros de alta
aleación. Además de las aplicaciones en filtros, se incluyen superficies para atenuar el
sonido, electrodos, placas para distribución de gases, y envases para la extrusión de
polímeros. Usualmente, las temperaturas de sinterización son bajas y la contracción del
sinterizado es pequeña, dejando una estructura porosa. El costo de producción es bajo,
pero también lo son las propiedades del sinterizado. En consecuencia, este proceso tiene
un uso limitado. La técnica es ampliamente empleada en los filtros de bronce sinterizados
para aplicaciones automotrices, pero su uso es menor en ferrosos pulvimetalúrgicos.
II.6.2. SPEACE HOLDER TECHNIQUE.
Es un método que nos permite obtener materiales porosos. Se mezcla el polvo
metálico con otro material de granulometría adecuada a la porosidad que se desea
obtener. Se suele utilizar como espaciadores materiales fácilmente eliminables tipo Na Cl,
bicarbonato de amonio o materiales poliméricos.
Una vez mezclado y compactado en verde el material, se procede a la eliminación del
material espaciador, por disolución o por variación de temperatura. Al eliminarse este, de
la muestra en verde, origina los poros que serán de dimensiones y formas similares
espaciador utilizado, de forma que tenemos obtenemos un compacto de polvos metálicos
en verde que está preparado para iniciar la sinterización deseada. El la Figura II-11 se
representa el proceso en esta técnica usando como espaciador el NaCl.
30
Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
Figura II-11. Proceso de fabricación de materiales porosos utilizando espaciadores
II.7. GENERALIDADES DEL PROCESO DE PULVIMETALURGIA
II.7.1. DESCRIPCIÓN DEL PROCESO PRODUCTIVO
La metalurgia de polvos (PM) es una técnica de procesamiento que involucra la
producción de polvos metálicos y su conversión en estructuras de ingeniería útiles. La
Figura II-12 muestra un esquema general de las etapas del proceso básico de PM. La
fabricación de los componentes PM comienza con la mezcla de los polvos, aditivos y
lubricantes. Esta mezcla es compactada como pieza, dentro de un molde que tiene la
forma deseada, mediante la aplicación de presiones, que para el caso del componentes
con mínima resistencia oscilan entre 70-210MPa en comparación con los componentes
PM de alta densidad estructural, los cuales requieren presiones de compactación de 420840MPa [56]. Después de la compactación, la mezcla toma las propiedades de un sólido,
cuyo estado se denomina usualmente “en verde”. Posteriormente, el compacto es
sinterizado (enlazado por difusión) a temperaturas por debajo del punto de fusión, bajo
una atmósfera controlada, logrando una unión metalúrgica entre las partículas.
Este producto sinterizado tiene muchos beneficios, uno de ellos es que aumenta la
resistencia de la pieza manteniendo su forma. Existen muchas variantes a este proceso
básico, pues algunas piezas son utilizadas directamente en la condición de sinterizado
mientras que otras son sometidas a operaciones secundarias de acabado (mecanizado,
calibrado, impregnación de aceite, etc.) o tratamientos térmicos (nitruración, temple,
etc.).
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Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
FiguraII-12. Pasos generales del proceso PM .
II.7.2. MATERIA PRIMA: POLVOS METÁLICO.
II.7.2.1. Composición química y estructura.
Los niveles de elementos de impurezas en polvos metálicos pueden ser muy
significativos tanto para el procesamiento como para las propiedades del producto final.
Prácticamente cualquier polvo metálico absorbe cantidades significativas de gases y
vapor de agua de la atmósfera durante su almacenamiento. Dicha absorción puede llevar
a la formación de capas de óxido sobre los metales las cuales pueden interferir con la
compactación y sinterizado y posiblemente permanezcan en el material sinterizado. La
cantidad de dichos contaminantes aumenta con la disminución del tamaño de partículas y
con el incremento de la ACTIVIDAD QUÍMICA sobre la superficie.
La MICROESTRUCTURA del polvo cristalino tiene una gran influencia sobre el
comportamiento del polvo durante la compactación y el sinterizado y sobre las
propiedades del producto final. Un tamaño de grano fino siempre es deseable, dado que
esto mejora las propiedades mecánicas además de la sinterabilidad y la uniformidad de
los cambios dimensionales. El tamaño de grano puede depender de los tamaños de
partícula de los polvos. El método de producción particular de un polvo también
32
Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
influencia su tamaño, por ejemplo, polvos rápidamente enfriados, darán menores
tamaños de partículas y por lo tanto tamaños de grano más pequeños.
II.7.2.2. Tamaño, distribución y forma de las partículas.
La forma del polvo está caracterizada por la dimensionalidad de la partícula y su
contorno superficial. El ASPECTO MORFOLÓGICO del polvo metálico es una característica
de gran importancia, dada su influencia en otras propiedades, tales como la densidad
aparente, la compresibilidad, entre otras. Existen variaciones tanto en la forma de las
partículas de una colección de polvos como en sus tamaños. La geometría de las
partículas depende del método empleado para la obtención del polvo. Las morfologías
básicas de las partículas pueden ser esféricas, redondeadas, angulares, aciculares,
dendríticas, fragmentadas, y pueden determinarse mediante microscopía óptica y
electrónica, Figura II-13.
Figura II-13. Formas de partícula características: (a) acicular; (b) angular; (c) dendrítica; (d) fibrosa; (e)
hojuelas; (f) granular; (g) irregular; (h) nodular; (i) esferoidal.
Una forma simple y útil de medir la forma es la relación del aspecto entre la
dimensión máxima y mínima de una partícula dada. La relación del aspecto para una
partícula esférica es 1.0, pero para un grano acicular puede ser 2 o 4.
Las curvas de DISTRIBUCIÓN DE TAMAÑOS de partículas relacionan el tamaño de las
partículas con la fracción de polvo correspondiente a ese tamaño. La Figura II-14, ilustra
varias distribuciones de tamaños. En una distribución unimodal, hay un punto alto o
máxima cantidad de cierto tamaño crítico. La distribución polimodal consiste de dos o
más bandas estrechas de tamaños de partículas, cada una con un máximo, e idealmente
33
Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
ninguna partícula entre dichas bandas. La distribución de banda ancha simplemente
corresponde a una concentración uniforme de tamaños de partículas sobre un intervalo
de tamaño más bien amplio sin partículas con tamaños fuera de ese rango. La distribución
irregular representa una variación continua y finita de tamaños de partícula dentro de un
rango relativamente amplio. Por tanto, puede concluirse que la distribución de tamaño de
partículas es necesaria para una completa caracterización en lugar de un valor promedio
o bien valores de tamaños máximos y mínimos.
FiguraII-14. Ilustraciones esquemáticas de algunas distribuciones de partículas reales
II.7.2.3. Topografía superficial de la partícula.
La NATURALEZA DE LA SUPERFICIE de las partículas individuales también en una
característica importante del polvo. Una partícula esférica podría parecer lisa, pero si se
examina a grandes aumentos la superficie podría estar conformada realmente por
muchas protuberancias. El polvo metálico reducido tiene una rugosidad superficial mucho
más alta. Por su parte, los polvos metálicos atomizados tienen un grado más fino de
rugosidad superficial, pues son del tipo redondeada en lugar de aguda e irregular. El
microscopio electrónico de barrido es una herramienta poderosa para examinar la
topografía superficial. La contaminación superficial de las partículas y la aglomeración de
partículas finas también son estudiadas mediante esta técnica.
34
Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
La naturaleza de la topografía superficial influirá en las fuerzas de fricción entre las
partículas. Esto es importante en el caso de movimiento en masa de las partículas,
cuando el polvo está fluyendo, asentándose o durante la compactación. La cantidad de
contacto real entre partículas durante el sinterizado se verá afectado por la naturaleza de
la rugosidad superficial. La reactividad química del polvo también tenderá a incrementar
con el aumento de la rugosidad, superficial especialmente si es de tipo irregular.
II.7.2.4. Densidad aparente del polvo.
La DENSIDAD APARENTE de un polvo se refiere a la masa por unidad de volumen
de polvo suelto usualmente expresada en g/cm3. Esta es una de las características más
críticas de un polvo, debido a las siguientes razones:
1) Determina el tamaño de las herramientas de compactación y la magnitud de los
movimientos de prensado necesarios para compactar y densificar el polvo suelto.
2) Determinar la selección del equipamiento usado para transportar y tratar el polvo
inicial.
3) Influye en el comportamiento del polvo durante el sinterizado.
Otras características las cuales tienen una relación directa sobre la densidad
aparente son la densidad del material sólido, el tamaño y forma de las partículas, el área
superficial, la topografía y su distribución .La densidad aparente se determina mediante el
medidor de flujo de Hall, donde un contenedor de volumen conocido (25 ml) es llenado
completamente por una corriente de polvo metálico a través de un embudo de Hall,
Figura II-15.
II.7.2.5. Área superficial.
La CANTIDAD REAL DE ÁREA superficial por unidad de masa de polvo es muy
importante. Cualquier reacción entre las partículas o entre el polvo y su entorno
comienza en esas superficies. Esto afecta la sinterabilidad. Para una partícula con forma
muy irregular con un alto grado de rugosidad superficial, el área superficial específica
puede ser muy alta.
35
Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
FiguraII-15. Medidor de flujo de Hall
II.7.2.6. Velocidad de flujo.
La producción de piezas PM en grandes cantidades requiere un flujo de polvo
relativamente rápido desde los contenedores hasta los moldes. El método estándar para
determinar el FLUJO DEL POLVO es el medidor de flujo de Hall, Figura II-15, donde se
mide el tiempo necesario que tardan en pasar 50 g de polvo a través de un pequeño
orificio. El ensayo ofrece solo un medio de comparación y evaluación pues en la mayoría
de las condiciones de operación el polvo no tiene que fluir a través de un orificio
pequeño. Los tiempos de flujo son, entonces, proporcionales al recíproco de las tasas de
flujo. Polvos muy finos no fluyen a través de un orificio pequeño. Este es un resultado del
drástico incremento del área superficial específica cuando el tamaño disminuye. Para un
polvo metálico dado, a mayor densidad aparente, menor es el tiempo de flujo. Cuando un
polvo fino es mezclado con un polvo grueso, el tiempo de flujo disminuye
independientemente de que las partículas fuesen irregulares o esféricas, debido al
incremento en la densidad aparente. Sin embargo, en el caso de adiciones de polvo
irregular existe un tope para el cual no se observa ningún cambio en el flujo. Esto
corresponde a la presencia de una cantidad excesiva de área superficial de fricción.
II.7.2.7. Compresibilidad.
Es la REDUCCIÓN DE VOLUMEN que se obtiene por prensado del mismo. Según
Randall [56], el proceso de compactado comienza con la densidad aparente del polvo
metálico y a medida que se incrementa la presión de compactación, ocurren diferentes
procesos, referidos como etapas de compactación. En general, la compresibilidad
incrementa con el aumento de la densidad aparente [57]. En primer lugar, en el proceso
de compactado existe un reacomodo de las partículas (empaquetamiento) seguido de
36
Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
deformaciones elasto-plásticas localizadas, donde una gran cantidad de densificación
ocurre a presiones de compactación relativamente bajas. Posteriormente, se producen
procesos de deformación plástica en las partículas dúctiles y puede haber fragmentación
de partículas frágiles. Finalmente, ocurre una etapa de densificación global, en la cual se
tiende, de una manera asintótica, a la densidad máxima de compactación, que es
característica para cada tipo de polvo metálico.
Como es lógico, a una mayor presión aplicada le corresponde una reducción del
volumen mayor, o sea una mayor densidad en verde; por lo tanto, la relación de
compresión es una relación asintótica que tiende a un valor máximo de la densidad,
Figura II-16. La compresibilidad, de forma alternativa, se puede definir en términos del
parámetro de densificación.
Figura II-16. Esquema de la curva de compresibilidad.
Otro término, el cual es muy importante para el diseño de herramientas, es la
relación de compresión. Se define como el cociente entre la densidad del polvo
compactado en verde (sin sinterizar) y la densidad aparente. Una baja relación de
compresión es deseable debido a las siguientes razones:
1) El tamaño de la cavidad del molde y el utillaje pueden reducirse.
2) Se reduce la rotura y desgaste de las herramientas.
3) Puede reducirse la presión requerida para la compactación.
37
Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
4) Pueden lograrse mayores velocidades de producción debido a que el llenado del
molde es más rápido.
II.7.2.8. Resistencia en verde.
La resistencia en verde es la RESISTENCIA MECÁNICA DE UN COMPACTO EN
VERDE, es decir, no sinterizado. Esta característica es muy importante, pues determina la
habilidad de un compacto en verde para mantener su tamaño y forma durante la
manipulación que experimenta antes del sinterizado. La densidad en verde es promovida
por:
1) Un incremento en la rugosidad superficial de las partículas, debido a que se
dispone de más lugares para el interbloqueo mecánico.
2) El incremento del área superficial del polvo. Esto se logra por el incremento de la
irregularidad y la reducción del tamaño de partículas.
3) Una disminución de la densidad aparente de los polvos. Esto es una consecuencia
de los dos factores anteriores.
4) Una disminución de la oxidación y contaminación superficial de las partículas.
5) Incrementos de la cantidad de ciertos aditivos de interferencia. Por ejemplo, la
adición de pequeños elementos aleantes, tales como grafito blando a hierro y
lubricantes, previene el interbloqueo mecánico.
El ensayo de resistencia en verde estándar es un ensayo de flexión transversal de
una muestra rectangular de 0.50 por 1.25 pulgadas y 0.25 pulgadas, de espesor. El
esfuerzo se calcula a partir de la fórmula de flexión, requerida para romper la
muestra, la cual se muestra a continuación:
[II-1]
Donde P es la carga de rotura, N; L es la distancia entre los soportes, mm; t es el espesor
de la muestra, mm; w es el ancho de la muestra, mm.
II.7.2.9. Piroporosidad y toxicidad.
La PIROPOROSIDAD es un peligro potencial para muchos metales, incluyendo los
tipos más comunes, cuando están en una forma finamente dividida con relaciones de
gran superficie-a-volumen. La TOXICIDAD del polvo está normalmente relacionada a la
inhalación o ingestión del material y el resultante efecto tóxico. La reactividad química de
un material incrementa cuando aumenta la relación de área superficial-volumen. Por esta
razón partículas de algunos materiales al combinarse con oxigeno, se incendian y resultan
en condiciones explosivas [58].
38
Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
II.7.3.PRODUCCIÓN DE POLVOS METÁLICOS.
El proceso seleccionado representa, normalmente, un compromiso entre sus
aspectos técnicos y económicos. Para una correcta elección del método de selección del
polvo, deben tomarse en consideración las propiedades finales de la pieza sinterizada y
las características deseadas del polvo. Los métodos básicos de producción de polvos
metálicos dentro del marco industrial son: la reducción, la atomización, la electrólisis, la
trituración, la pirólisis, la corrosión, la condensación, la liofilización, la precipitación y a
partir de chatarras:
1) REDUCCIÓN. La reducción de metales con agentes reductores sólidos o gaseosos
es el método de mayor aplicación en la producción de polvos de hierro. Dado que
ninguna operación de refinado está involucrada, la pureza del polvo depende de la
materia prima. Por esta razón, este proceso debe ser complementado con una
etapa de purificación. Las partículas de polvo resultantes, denominadas “tipo
esponja” son irregulares, porosas, fácilmente compresibles y producen compactos
de elevada resistencia en verde.
2) ATOMIZACIÓN. Este método consiste en desintegrar una capa delgada de metal
fundido sometiéndola al impacto de un chorro de gas o líquido. Los gases más
utilizados son aire, nitrógeno y argón, mientras que el agua es el líquido de mayor
aplicación.
3) ELECTRÓLISIS. En su forma más simple, este proceso consta de dos electrodos
conectados a una corriente directa. En la medida que la corriente fluye, el
electrodo positivo (ánodo) se disuelve y se deposita sobre el negativo (cátodo).
Los polvos producidos electrolíticamente son de alta pureza y muy “activos”
durante el sinterizado. La forma de las partículas de polvo está determinada
fundamentalmente por la tasa de nucleación y la concentración de átomos
metálicos.
4) TRITURACIÓN. Consiste en el desmenuzamiento del metal por medios mecánicos.
El método de la trituración sólo puede aplicarse de forma apropiada a la
fabricación de polvos de manganeso y cobre, pues los metales dúctiles se
aglutinan sobre los martillos o en los dientes de los trituradores. Debe indicarse,
no obstante, que es posible fragilizar un metal dúctil, bien mediante el hidrógeno
de los depósitos catódicos, bien por aleación, como en los casos de hierro-silicio,
hierro-cromo o hierro-aluminio.
5) PIRÓLISIS. Es la descomposición térmica del material de partida. Se obtiene un
polvo esférico que se purifica eficazmente por la formación de compuestos
volátiles, como Fe(CO)5 o Ni(CO)4.El producto comercial se presenta empaquetado
al vacío con un gas inerte a fin de prevenir la corrosión.
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Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
6) CORROSIÓN. La preparación de algunos tipos de polvos, como los de acero
inoxidable no esféricos que se aplican a la fabricación de piezas sinterizadas de
acero al cromo, se realiza aprovechando fenómenos de corrosión; en el caso
citado, a partir de chatarra de acero inoxidable. Esta chatarra se calienta a
temperaturas de 500-700ºC, a fin de precipitar carburos en los límites de grano, y
se introduce después en un medio corrosivo drástico, como una disolución de
sulfato de cobre en ácido sulfúrico en ebullición, atacándose así las zonas
sensibilizadas del acero inoxidable. La trituración del producto resultante es fácil.
7) CONDENSACIÓN. Consiste básicamente en provocar la volatilización o sublimación
del metal, a fin de separarlo de sus impurezas y condensarlo a continuación en
forma sólida pura. Este método se aplica con mucha frecuencia al cinc, pero ha
sido utilizado también para producir polvo de magnesio, de cadmio y de plomo.
Las partículas obtenidas por medio de la condensación son de forma esférica y
muy fina. Este método se aplica en el caso de que los metales sean susceptibles de
sufrir amalgamación, consiguiéndose polvos extremadamente finos. Tras realizar
la amalgama, es preciso descomponer térmicamente los compuestos
intermetálicos formados y evaporar el mercurio. Aplicando la amalgamación, se
obtienen polvos de hierro, por ejemplo, de granulometría muy pequeña y de gran
pureza, así como polvos aleados de hierro-níquel.
8) LIOFILIZACIÓN. Es un método de desarrollo muy reciente, con el cual se consiguen
polvos aleados muy homogéneos. Consiste, fundamentalmente, en la congelación
rápida de una disolución líquida de los elementos metálicos, eliminando a
continuación el disolvente del sólido obtenido por sublimación, sin que varíe el
volumen aparente del sólido, es decir, liofilizándolo. De esta manera, las partículas
conservan sus formas y dimensiones. Entonces, se pulveriza el producto sólido.
9) PRECIPITACIÓN. Los metales que ocupan las posiciones inferiores de las series de
fuerzas electromotrices de los metales frente a sus iones, precipitan de sus
disoluciones cuando coexisten en el equilibrio con metales más activos. El cloruro
de titanio, cuyo punto de fusión es aproximadamente de -30ºC, por ejemplo, da
lugar, frente al magnesio, a un precipitado de titanio. Por lo tanto, esta propiedad
puede servir de fundamento para obtener polvo metálico por precipitación de una
sal metálica haciendo intervenir en el proceso un metal activo.
10) A PARTIR DE RESTOS METÁLICOS. La obtención de polvos a partir de restos
metálicos puede realizarse según varios procedimientos. Básicamente, el método
consiste en llevar a cabo un ataque de la chatarra mediante ácido clorhídrico,
filtrar a continuación para eliminar los residuos sólidos, evaporar la disolución y
realizar una cristalización, separando los cristales por centrifugación. Después, se
secan los cristales, obteniéndose polvo de cloruro ferroso hidratado, que debe ser
40
Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
compactado antes de reducirlo con hidrógeno caliente. Se forma, entonces, una
torta que hay que moler.
II.7.4. COMPACTACIÓN DE LOS POLVOS METÁLICOS.
Los objetivos básicos de la etapa de compactación son: a)Consolidar el polvo en
una forma deseada, b) impartir, en el mayor grado posible, las dimensiones finales
deseadas considerando cualquier cambio dimensional resultante del sinterizado, c)
impartir el nivel deseado y tipo de porosidad, y d) dar una resistencia adecuada para el
manejo posterior.
Existen diferentes enfoques para lograr dichos objetivos. En general las técnicas de
compactación pueden ser categorizadas como: a) procesos continuos vs procesos
discontinuos, b) presiones –altas vs bajas, () velocidades de compactación –altas vs bajas,
d) temperatura –ambiente vs temperaturas elevadas, e) Presión uniaxial vs hidrostática.
Existe una gran variedad de procesos que permiten fabricar un compacto a partir de
polvos, para su posterior transformación en componentes macizos a través de la
sinterización. Sin embargo, por razones económicas solo unos pocos tienen verdadera
aplicación a escala industrial. Entre los más utilizados cabe destacar el prensado en matriz
(simple o doble), el prensado isostático, la compactación de alta velocidad, el prensado
en caliente, el sinterforjado, la extrusión y el moldeo por inyección (MIM).
punzón
superior
compacto
polvo
punzón
inferior
llenado
compactación
eyección
FiguraII-17. Etapas del proceso de prensado en matriz.
Otro aspecto que afecta la densificación es el método utilizado para añadir
lubricante durante la compactación. El lubricante puede estar mezclado con el polvo
41
Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
(admixed) o puede ser aplicado directamente a las paredes del molde (DWL). En el primer
caso, a medida que se aumenta la presión de compactación la deformación y unión de las
partículas ocasiona la extrusión del lubricante que recubre las partículas, hacia los poros
remanentes, lo cual reduce paulatinamente la tasa de densificación. De lo anterior, se
puede deducir que el lubricante premezclado favorece la densificación en la región de
baja presión pero la inhibe en la de alta [59]. Por el contrario, cuando se emplea DWL se
elimina la presencia de lubricante interno y por consiguiente se aumenta tanto la
cantidad de soldaduras en frío entre partículas como el valor máximo de densidad que
puede ser alcanzado. Sin embargo, en este método se requieren mayores presiones de
compactación para superar la fricción interna entre partículas, lo cual conduce a un
mayor desgaste y menor vida útil del utillaje. Varios trabajos [60-63], proponen el uso de
DWL combinado con WC a fin de obtener mejores resultados en densidad, tanto “en
verde” como en sinterizado, y disminuir la fuerza de eyección.
II.7.5. SINTERIZACIÓN.
Puede considerarse como el proceso mediante el cual un ensamble de partículas,
compactadas bajo presión o simplemente confinadas en un contenedor, se unen
químicamente entre sí en un cuerpo coherente bajo la influencia de una temperatura
elevada. La temperatura está usualmente por debajo del punto de fusión del mayor
constituyente. Por lo tanto, la sinterización es el proceso mediante el cual el compacto
“en verde” se transforma en una estructura de alta resistencia. El proceso consiste en
calentar el compacto a una temperatura en la que las partículas se suelden unas a otras
por difusión formando los denominados “cuellos” (Figura II-18).
FiguraII-18. Esquema de formación de cuellos entre partículas de polvo durante la sinterización
42
Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
Por consiguiente, la sinterización produce cambios en la microestructura del material
en términos de la distribución de los elementos aleantes y de la morfología de la
porosidad residual (tamaño, forma y distribución de los poros).
Las etapas del proceso de sinterización pueden ser agrupadas en la siguiente
secuencia:
1.
2.
3.
4.
5.
6.
Enlace inicial entre partículas.
Crecimiento de cuellos.
Cierre de canales entre poros.
Redondeo de poros.
Densificación o contracción de poros.
Engrosamiento de poros.
Las cavidades entre partículas inicialmente contienen lubricante, aditivos y
contaminantes. Cuando la temperatura se incrementa, estos compuestos se evaporan,
dejando poros entre las partículas. En la medida que el proceso de sinterización avanza, la
estructura de los poros sufre cambios que dependen del tiempo de sinterización, la
temperatura y el tamaño de las partículas del polvo. Los poros irregulares iniciales
tienden a redondearse, la cantidad se reduce y su tamaño cambia, produciendo como
consecuencia una densificación adicional en el compacto.
Si la temperatura del tratamiento es inferior a la de fusión de todos los
constituyentes de la masa de polvos, el proceso se denomina sinterización en fase sólida.
Si la temperatura es lo suficientemente elevada como para que alguno de los
constituyentes funda, la sinterización se lleva a cabo en presencia de un líquido,
denominándose sinterización en fase líquida (SFL). En ambos casos, la fuerza promotora
de la sinterización es la disminución de la energía superficial de las partículas, por medio
de la reducción del área superficial.
II.7.5.1. Sinterización en fase sólida
La sinterización en fase sólida consiste en primera instancia un crecimiento del
contacto entre partículas de polvo, formándose cuellos entre las partículas. Durante la
sinterización, ocurre un proceso de densificación. Esta etapa es la más importante en
cuanto a establecimiento de propiedades en el compacto. Los cuellos entre partículas
comienzan a crecer hasta que ya no es posible distinguir las partículas y se forma una red
de poros. En este caso la porosidad es básicamente abierta. La etapa final es un proceso
lento donde los procesos de coalescencia que tienen lugar impiden la densificación. Y una
vez se alcanza el 90% de la densidad teórica aparece porosidad cerrada, y lo poros tienen
geometría esférica. Si se generaron gases durante la sinterización se puede producir una
43
Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
densificación adicional, sinterizando en vacío, o bien, si esos gases se pueden difundir con
facilidad a través del compacto.
II.7.5.2. Sinterización en fase líquida.
La sinterización en fase líquida, SFL, es aquella que involucra la coexistencia de una
fase líquida y las partículas sólidas durante alguna etapa del ciclo térmico. Se puede
obtener utilizando polvos de diferente composición química, fundiéndose uno de los
componentes o bien un eutéctico; otra manera es utilizar una mezcla prealeada que se
calienta entre la temperatura de liquidus y solidus (sinterización supersolidus).
II.7.5.6. Variables del proceso de sinterización.
Los factores más importantes involucrados durante el proceso de sinterización son LA
TEMPERATURA, EL TIEMPO Y LA ATMÓSFERA DEL HORNO. A continuación se describe la
influencia de estos factores sobre el proceso de sinterización [64]:
1) TEMPERATURA DE SINTERIZACIÓN: Incrementar la temperatura de sinterización
incrementa de manera apreciable la tasa y magnitud de cualquier cambio que
ocurra durante el sinterizado. La Figura II-19 muestra el efecto del incremento de
la temperatura para una densidad en verde constante.
FiguraII-19. Curvas densidad de sinterizado vs Tiempo ilustrando los efectos del incremento de la
densidad en verde y la temperatura de sinterización sobre la densificación.
2) TIEMPO DE SINTERIZACIÓN: Aunque el grado de sinterización es directamente
proporcional al incremento en el tiempo el efecto es pequeño en comparación a
su dependencia de la temperatura. La pérdida de energía motriz (driving force)
44
Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
con el incremento del tiempo a cualquier temperatura es una de las razones por
las cuales es muy difícil de remover completamente la porosidad mediante el
sinterizado. Por lo cual para lograr las propiedades deseadas de las piezas
sinterizadas generalmente se disminuyen los tiempos de sinterización y usan
temperaturas más altas. Sin embargo, los costos de mantenimiento y consumo de
energía del horno incrementan cuando se aumenta la temperatura de operación.
3) ATMÓSFERA DE SINTERIZACIÓN: casi todos los metales de importancia técnica
reaccionan con el gas de sus alrededores a temperatura ambiente, pero más
cuando son tratados a altas temperaturas. La razón más importante para usar
atmósferas especiales de sinterización es proveer protección contra la oxidación y
re-oxidación de los polvos metálicos sinterizados. Existen muchas otras formas en
las cuales una atmósfera de sinterización puede influenciar el proceso básico de
sinterización. Mediante la reducción de óxidos la atmósfera puede crear átomos
de metal con alta movilidad. Los átomos de gas de la atmósfera de sinterización
pueden entrar en el compacto sinterizado a través de los poros interconectados.
Estos podrían posteriormente quedar atrapados en poros cerrados,
obstaculizando su contracción. Los átomos de gas de la atmósfera de sinterización
podrían también difundirse en el metal. A veces estos átomos pueden también
alearse con el metal. Existen diferentes atmósferas de sinterización, algunas de
estas son: Hidrógeno, reformada de gases hidrocarburos (gases exotérmicos,
gases endotérmicos), nitrógeno y atmósferas basadas en nitrógeno, amoniaco
disociado, argón y helio, y vacío.
II.7.5.7. Variables del material. Influencia en la sinterización.
1) TAMAÑO DE PARTÍCULA: en términos de las etapas básicas del sinterizado, la
disminución del tamaño de partículas conlleva al incremento de la sinterización. El
tamaño de partícula más pequeño tiene un gran área interfacial poro/sólido,
produciendo una gran energía motora para la sinterización. Esto promueve todos
los tipos de transportes por difusión, es decir, un área superficial más grande
permite más difusión superficial, un pequeño tamaño de grano promueve difusión
en la frontera de los granos y una mayor área de contacto entre partículas para la
difusión volumétrica.
2) FORMA DE PARTÍCULA: los factores que llevan a un mayor contacto íntimo entre
las partículas e incrementan el área interna superficial promueven la sinterización.
Estos factores incluyen la disminución de la esfericidad y el incremento de la
rugosidad macro- o microsuperficial.
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Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
3) ESTRUCTURA DE LA PARTÍCULA: una estructura de grano fino dentro de las
partículas originales pueden promover la sinterización debido al efecto favorable
en muchos mecanismos de transporte.
4) COMPOSICIÓN DE LA PARTÍCULA: los aditivos en las aleaciones o impurezas
dentro de un metal pueden afectar la cinética de la sinterización. El efecto puede
ser o bien perjudicial o benéfico dependiendo de la distribución y reacción de la
impureza. Usualmente, la presencia de contaminación superficial, tal como
oxidación es indeseable. Asimismo, las fases dispersas dentro de la matriz podrían
promover la sinterización debido a su capacidad de impedir el movimiento de
fronteras de grano. La reacción entre impurezas y, o bien el metal base o
elementos aleantes a temperaturas de sinterización relativamente bajas puede ser
indeseable.
5) DENSIDAD EN VERDE: una disminución de la densidad en verde significa un
incremento en la cantidad del área interna superficial y en consecuencia, una gran
energía motriz (driving force) para el sinterizado. Aunque el cambio porcentual en
la densidad, incrementa con el aumento de la densidad en verde, el valor absoluto
de la densidad de sinterización sigue siendo más alto para el material con la
densidad en verde más alta.
II.7.6.OPERACIONES SECUNDARIAS.
Todos los componentes PM se someten a operaciones de acabado con el fin de
controlar algún parámetro de calidad, adicionar nuevas características o corregir alguna
particularidad. Hay una gran variedad de operaciones que van desde una simple
INSPECCIÓN o MARCAJE hasta el TALADRADO DE ORIFICIOS o el GRANALLADO de la
superficie.
Dado que la mayoría de las piezas PM son porosas después del sinterizado, uno de
los procesos secundarios más comunes es el REPRENSADO. Los objetivos básicos de este
proceso son la eliminación de la porosidad residual y por consiguiente la mejora en las
propiedades mecánicas finales, así como el ajuste de las dimensiones finales de la pieza.
Dado que las fuerzas empleadas en el reprensado deben exceder la resistencia del
material, algunas veces se opta por realizar esta operación acompañada de un
calentamiento, aprovechando la disminución del límite elástico con la temperatura.
Dependiendo del grado de deformación deseado, este tratamiento se conoce como
reprensado, CALIBRADO O ACUÑADO (en orden descendente de deformación). Durante
esta operación secundaria, los poros superficiales son sellados pero los internos
permanecen sin alteración; por tanto, se mejoran las propiedades de las zonas cercanas a
la superficie. En este contexto, no resulta extraño encontrar un incremento en la
resistencia acompañado de una disminución en la ductilidad y la tenacidad.
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Diseño, fabricación y caracterización de compactos de titanio con porosidad gradiente para
aplicaciones biomédicas.
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