[ T y p e   t h e   c o m p a n y   a d d r e s s ]  

[Title]  Zuriel  [Type  the  abstract  of  the  document  here.  The  abstract  is  typically  a  short  summary  of  the  contents  of  the  document.]  

Fall  16  

08  Fall  

Biomateriales 2  

   

Contenido Página Introducción…………………………………………….. 3

Procesamiento ……………………………………………8

Clasificación ……………………………………………. 19

Relación Estructura-Propiedades………………………. 26

Características Propias ………………………………….. 28

Propiedades Mecánicas……………………………...........41

Aplicaciones…………………………………………........45

Reciclaje ………………………………………………….50

Conclusiones ……………………………………………..53

Bibliografía……………………………………………......54

Biomateriales 3  

INTRODUCCIÓN  

El siglo XXI se ha caracterizado por un desarrollo dinámico de nuevas áreas, las cuales conjuntan conocimientos de varias ciencias y disciplinas: tal es el caso de la medicina-ingeniería. Dicho desarrollo es el resultado directo de la combinación de las necesidades del mundo contemporáneo y la admirable capacidad de ingenio del ser humano, la cual se ha distinguido por la característica de innovación en diferentes aéreas del conocimiento. Tal ha sido el caso de la Bioingeniería, en donde se han desarrollado una gran cantidad de aplicaciones biomédicas con el objeto de acrecentar la calidad y esperanza de vida en muchos de los pacientes. El desarrollo de la medicina es posible gracias al equipo e implantes especialmente diseñados y construidos por especialistas en varias áreas: medicina, mecánica, electrónica e ingeniería de materiales. Un grupo multidisciplinario de especialistas es capaz de diseñar y fabricar aparatos e implantes necesarios para pacientes que requieren la sustitución total o parcial de un elemento de su organismo: pulmones, corazón artificial, estimuladores cardiacos, varios tipos de prótesis, etc. Como es de esperarse en el desarrollo de las nuevas ideas; estas no se crean y sustentan de un día para otro. Su fabricación y planteamiento requiere cierto tiempo, en algunas ocasiones lleva años plantear, a continuación se dará una breve línea del tiempo de la historia de los biomateriales: Lo que actualmente se denomina Ciencia de los Biomateriales es muy reciente como disciplina científica, sin embargo, el uso de los biomateriales data de tiempos remotos.

1829: H. S. Levert realizo los primeros estudios tendientes a determinar la compatibilidad bilógica de materiales para implantes, ensayando plata, oro, plomo y platino con perros. 1870: El cirujano ingles Lord Joseph Lister introduce las técnicas quirúrgicas asépticas, las que reducen la infección abriendo así las puertas a las modernas practicas quirúrgicas.

[1] Dentadura postiza de madera perteneciente a G. Washington (Siglo

XVIII)

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1886: El cirujano alemán H. Hasmann empleó por primera vez placas de acero para facilitar la reparación de fracturas de huesos. Estás poseían defectos de diseño y se deterioraban rápidamente en el cuerpo humano. 1893: W.A. Lane desarrolla un sistema de tornillos de carbón para placas de fijación de fractura de huesos y un par de años más tarde, William Roentgen descubre los rayos X, los cuales se transforman en una herramienta insustituible de diagnóstico en la ortopedia y traumatología. En el siglo XX comienza a trabajarse con aceros inoxidables (desarrollados a partir de 1912) como material resistente a la corrosión y adecuado para dispositivos ortopédicos. 1931: Un cirujano de Boston, Marius Smith-Petersen desarrolla un dispositivo de vidrio destinado a la aplicación en prótesis parciales de cadera y clavos para la fijación de huesos. 1936: Se introducen las aleaciones base cobalto para cirugía ortopédica, gracias a los trabajos de C. S. Venable y W.G. Stuck. Estas aleaciones se convertirían en las más populares dentro del campo de la ortopedia. 1938: Cirujanos británicos llevan a cabo el primer reemplazo total de cadera y como consecuencia de los desarrollos generados por la medicina durante la Segunda Guerra Mundial, se introducen nuevas técnicas ortopédicas y quirúrgicas. Luego de la Segunda Guerra Mundial; Sir Harold Ridley inventa las lentes intraoculares de acrílico. Esto surge a partir de cuidadosas observaciones realizadas sobre aviadores, quienes como consecuencia de accidentes, tenían implantados en sus ojos fragmentos de parabrisas de los aviones caza Spitfire y Hurricane. El primer implante se efectuó en Noviembre de 1949, a partir de entonces se han efectuado la implantación de más de 7 millones de lentes intraoculares por año. El concepto de “biocompatibilidad” de Ridley cambio el curso de la historia y mejoró la calidad de vida de millones de pacientes que sufren de cataratas.

[2]Primera Radiografia tomada por el mismo Roentgen

[3] Sir Harold Ridley inventa las lentes intraoculares de acrílico

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1943: P. H. Harmon experimento con copas de acrílico para reemplazo de la articulación de cadera y, tres años más tarde, los hermanos Judet introducen una cadera de acrílico. Esta, poco tiempo después, demuestra ser muy débil, con lo que se concluye que debe realizarse un esfuerzo para estudiar y mejorar las aleaciones metálicas como candidatas para futuras prótesis. A principios de la década de los 50, se desarrollan las aleaciones base titanio, las que aún siguen empleándose con éxito en implantes. En esa misma década, las caderas de acero inoxidable comienzan a ser implantadas en forma regular. 1959: Se produce un hito, que pasará a ser el más importante dentro de las historia de los implantes de cadera. El cirujano ortopedista ingles Sir John Charnley comienza un estudio sistemático de reemplazos totales de cadera con bajo coeficiente de fricción, siendo el primero en introducir al Teflón (polímero) como integrante del reemplazo de cadera y al Polimetilmetacrilato como cemento para huesos. En la década de los 70, comienza el uso de materiales porosos para asegurar el crecimiento del hueso alrededor del implante y en la siguiente década se mejoran sustancialmente tanto los materiales como las técnicas quirúrgicas. 1984: El cirujano William Harris, en colaboración con el MIT (Massachusetts Institute of Technology) desarrolla el equipamiento necesario para medir in vivo (en el cuerpo de un ser vivo) la presión real a las que es sometida una cadera funcional; y, finalmente, en ese mismo año, se introduce el sistema modular de reemplazo de cadera que consistía en una prótesis formada por varias partes cambiables. A pesar del extendió uso de estos materiales en medicina, el término biomateriales aún no había sido empleado “oficialmente”. Es probable que el campo dela ciencia que, en la actualidad, se denomina biomateriales se solidificara a partir de los simposios llevados a cabo en la Universidad de Clemson a partir de 1969. El éxito científico de estos simposios llevo a cabo su primera reunión en 1975, donde asistieron 382 participantes de 15 países.

[4]Prótesis de Fémur

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En la actualidad existen grupos académicos enteros dedicados a los biomateriales, muchos programas de estudios de biomateriales en diversas universidades e institutos de investigación que se consagraron a la educación y a la exploración en ciencia e ingeniería de los biomateriales. Paralelamente a la investigación y al esfuerzo educativo, se han desarrollado cientos de compañías que utilizan biomateriales para fabricar dispositivos biomédicos. ¿Qué es un Biomaterial? Se han propuesto muchas definiciones diferentes; tal vez tantas como libros de texto sobre el tema hayan sido publicadas. Por lo tanto, no existe una única definición obtenida por el acuerdo general entre los expertos en el campo. Sin embargo, las siguientes definiciones dan una idea general de las cosas que se abarcan en esta ciencia:

• Material utilizado en un dispositivo médico, pensado para interactuar mutuamente con sistemas biológicos.

• Cualquier sustancia o combinación de sustancias de origen natural o artificial que puede ser usada durante cierto tiempo como un todo o como parte de un sistema que permite tratar, aumentar o reemplazar algún tejido, órgano o función del cuerpo humano.

• Materiales sintético empleado para reemplazar parte de un sistema vivo o que está en intimo contacto con fluidos bilógicos Es obvio que no cualquier material puede ser empleado como biomaterial. Para ello debe de tener una característica muy especial, el ser “biocompatible”

El hecho concreto es que los biomateriales están preparados para ser utilizados en seres vivos y su estudio es un tema que tiene un auge indiscutible en la actualidad y que ha experimentado un espectacular avance en los últimos años, motivado fundamentalmente por el hecho de que la

La biocompatibilidad es la habilidad de un material para ser aceptado por el cuerpo del paciente y que, además, no irrite a los tejidos circundantes, no provoque una respuesta inflamatoria, no produzca reacciones alérgicas y que no tenga efectos carcinogénicos, o

sea, que no produzca cáncer

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esperanza de vida de la población aumenta en forma considerable. La longevidad masiva tiene implicancias muy importantes relacionadas con mantener la calidad de vida, y ello implica que harán falta más y más dispositivos biomédicos fabricados con biomateriales. En la actualidad, más de cincuenta millones de personas en todo el mundo tiene implantado algún tipo de prótesis y es un hecho bien conocido en nuestra sociedad la utilidad y necesidad de todo tipo de implantes. Utilizar biomateriales para reconstruir partes dañadas del cuerpo humano es una realidad, y para ello deben de cumplir una serie de condiciones y asegurar una determinada duración. Hasta hace poco tiempo, los biomateriales eran, esencialmente, materiales industriales seleccionados con el criterio de que fueran capaces de cumplir ciertos requisitos de combatividad biológica. Sin embargo, en la actualidad muchos de ellos son diseñados, sintetizados y procesados con el único fin de tener una aplicación en el campo médico. Todos estos factores han impulsado un gran avance en el campo de los biomateriales potenciando su investigación. Si a esto se le añade la mejora de las técnicas quirúrgicas, se puede entender el crecimiento acelerado en la utilización de prótesis, implantes, sistemas y dispositivos médicos que deben trabajar en contacto con los tejidos corporales. Estos hechos conducen a la aparición de una nueva disciplina científico-tecnológica denominada Ciencia de los Biomateriales

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PROCESAMIENTO  

Procesos de fundición de metales Los procesos de fundición se dividen en dos categorías, con base en el tipo de molde: 1) moldes desechables y 2) moldes permanentes. En las operaciones de fundición con un molde desechable, debe sacrificarse éste con objeto de retirar la pieza fundida. Como para cada fundido se requiere un molde nuevo, es frecuente que las tasas de producción con procesos de moldes desechables estén limitadas por el tiempo que se requiere para hacer el molde, más que por el que se necesita para el fundido en sí. Sin embargo, para ciertas formas de las piezas, los moldes de arena pueden producirse y hacerse los fundidos a tasas de 400 piezas por hora y aún más. En los procesos de fundición con moldes permanentes, se fabrica el molde con metal (u otro material duradero) y se emplea muchas veces para elaborar fundidos numerosos. En consecuencia, estos procesos tienen una ventaja natural en términos de tasas de producción. La fundición con arena es, por mucho, el proceso que se usa con más amplitud, pues es responsable de la mayoría del total del peso de los fundidos. Casi todas las aleaciones de fundición pueden fundirse con arena; de hecho, es uno de los pocos procesos que pueden usarse para metales con temperaturas de fusión elevadas, tales como aceros, níqueles y titanios. Su versatilidad permite la fundición de piezas cuyo tamaño varía de pequeño a muy grande. La fundición en arena, también conocida como fundición en molde de arena, consiste en verter metal derretido en un molde de arena y dejar que se solidifique, para luego romper el molde y retirar el fundido. El fundido debe limpiarse e inspeccionarse, y a veces se requiere darle tratamiento térmico a fin de mejorar sus propiedades metalúrgicas.

[5]Diagrama de Fundición en molde de arena.

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Procesos de conformados para plástico Extrusión La extrusión es uno de los procesos fundamentales para dar forma a los metales y cerámicos, así como a los polímeros. La extrusión es un proceso de compresión en el que se fuerza al material a fluir a través de un orificio practicado en un troquel a fin de obtener un producto largo y continuo, cuya sección transversal adquiere la forma determinada por la del orificio. Como proceso para dar forma a polímeros, se emplea mucho para termoplásticos y elastómeros (rara vez para termofijos) para producir en masa artículos tales como tubería, ductos, mangueras y formas estructurales (tales como molduras para ventanas y puertas), hojas y película, filamentos continuos, así como recubrimientos para alambres y cables eléctricos. Para estos tipos de productos, la extrusión se lleva a cabo como proceso continuo; el extruido (producto extruido) se corta después con las longitudes deseadas. En la extrusión de polímeros, se alimenta material en forma de pellets o polvo hacia dentro de un barril de extrusión, donde se calienta y funde y se le fuerza para que fluya a través de la abertura de un troquel por medio de un tornillo rotatorio.

[6]Método  de  Extrusión  

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Moldeo por inyección Es un proceso con el que se calienta un polímero hasta que alcanza un estado muy plástico y se le fuerza a que fluya a alta presión hacia la cavidad de un molde, donde se solidifica. Entonces, la pieza moldeada, llamada moldeo, se retira de la cavidad. El moldeo por inyección es el proceso que más se usa para los termoplásticos. Algunos termofijos y elastómeros se moldean por inyección, con modificaciones en el equipo y parámetros de operación, a fin de permitir el entrecruzamiento de estos materiales. 1) La unidad de inyección de plástico y 2) la unidad de sujeción del molde. La unidad de inyección es muy parecida a un extrusor. Consiste en un barril al que se alimenta desde un extremo por una tolva que contiene un suministro de pellets de plástico. Dentro del barril hay un tornillo cuya operación sobrepasa la del tornillo extrusor en el siguiente aspecto: además de girar para mezclar y calentar el polímero, también actúa como martinete que se mueve con rapidez hacia delante para inyectar plástico fundido al molde. Una válvula sin retorno montada cerca de la punta del tornillo impide que el fundido fluya hacia atrás a lo largo de las cuerdas de aquél. En una etapa posterior del ciclo de moldeo, el martinete vuelve a su posición original. Debido a su acción dual, se denomina tornillo reciprocante, nombre que también identifica el tipo de máquina. Las máquinas antiguas de moldeo por inyección usaban un martinete simple (sin cuerdas de tornillo), pero la superioridad del diseño del tornillo recíproco ha llevado a que se adopte con amplitud en las plantas de moldeo de hoy día. En resumen, las funciones de la unidad de inyección son fundir y homogeneizar el polímero, y luego se inyecta en la cavidad del molde. La unidad de sujeción se relaciona con la operación del molde. Sus funciones son 1) mantener las dos mitades del molde alineadas en forma correcta una con otra, 2) mantener cerrado al molde durante la inyección, por medio de la aplicación de una fuerza que lo sujeta lo suficiente para resistir la fuerza de inyección y 3) abrir y cerrar el molde en los momentos apropiados del ciclo de inyección. La unidad de abrazadera consiste en dos placas, una fija y otra móvil, y un mecanismo para mover ésta. El mecanismo básicamente es una prensa de potencia que funciona por medio de un pistón hidráulico o dispositivos de palanca mecánica de varios tipos. Las máquinas grandes disponen de fuerzas de abrazadera de varios miles de toneladas.

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Procesamiento de partículas para metales y cerámicos Metalurgia de polvos El procesamiento de metales y cerámicas que se encuentran en la forma de polvos, partículas sólidas muy pequeñas. En el caso de las cerámicas tradicionales, los polvos se forman aplastando y moliendo materiales que comúnmente se encuentran en la naturaleza, tales como los minerales de silicato (arcilla) y el cuarzo. En el caso de los metales y los nuevos materiales cerámicos, los polvos se producen mediante una gran variedad de procesos industriales. La metalurgia de polvos (PM, por sus siglas en inglés) es una tecnología de procesamiento de metales en la que se producen piezas a partir de polvos metálicos. En la secuencia usual de producción de la PM, los polvos se comprimen para darles la forma deseada y luego se calientan para ocasionar la unión de partículas en una masa dura y rígida. La compresión, llamada prensado, se realiza en una máquina tipo prensa cuyas herramientas se diseñan específicamente para la pieza que se va a producir. Las herramientas, que consisten generalmente en un troquel y uno o más punzones, pueden ser costosas y es por esto que la PM es más adecuada para niveles medios o altos de producción. El tratamiento térmico, llamado sinterizado, se realiza a una temperatura por debajo del punto de fusión del metal. Las consideraciones que hacen de la metalurgia de polvos un proceso importante desde el punto de vista comercial y tecnológico son las siguientes:

ü Las piezas de PM se pueden producir masivamente en forma neta o casi neta, eliminando o reduciendo la necesidad de procesos posteriores.

ü Los procesos de la PM implican muy poco desperdicio de material: cerca de 97% de los polvos iniciales se convierten en producto. Esto se compara favorablemente con los procesos de fundición en los cuales las coladas, alimentadores y mazarotas son material de desperdicio en cada ciclo de producción.

[7]Partículas cerámicas

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ü Debido a la naturaleza del material inicial en la PM, se pueden hacer piezas con un nivel específico de porosidad. Esta característica se presta a la producción de piezas de metal poroso, como rodamientos y engranes impregnados con aceite, así como filtros.

ü Ciertos metales que son difíciles de fabricar por otros métodos se pueden formar por metalurgia de polvos. El tungsteno es un ejemplo: los filamentos de tungsteno que se usan en las lámparas incandescentes se fabrican con tecnología de PM.

ü Ciertas combinaciones de aleaciones metálicas y cermets que no se pueden producir por otros métodos se pueden hacer por PM.

ü La PM se compara favorablemente con la mayoría de los procesos de fundición en lo que se refiere al control dimensional de los productos. Las tolerancias rutinarias que se pueden lograr son de ±0.13 mm (±0.005 in).

ü Los métodos de producción de PM se pueden automatizar para hacer más económica la operación. Hay limitaciones y desventajas asociadas con el procesamiento de PM. Éstas incluyen: 1) Alto costo del equipo y de las herramientas, 2) alto costo de los polvos metálicos, 3) dificultades en el almacenamiento y manejo de polvos metálicos (tales como degradación del metal a través del tiempo y riesgos de incendio del metal en polvo fino), 4) limitaciones en la forma de las piezas, debido a que los polvos metálicos no fluyen fácilmente en dirección lateral dentro del troquel durante el prensado, y las tolerancias deben permitir que la pieza pueda expulsarse del troquel después del prensado, y 5) las variaciones de la densidad del material a través de la pieza pueden ser un problema, especialmente para piezas de forma compleja. Prensado convencional y sinterizado Después de la producción de polvos metálicos, la secuencia convencional de la metalurgia de polvos consiste en tres pasos: 1) combinación y mezclado de los polvos, 2) compactación, en la cual se prensan los polvos para obtener la forma deseada, y 3) sinterizado, que implica calentamiento a una temperatura por debajo del punto de fusión para provocar la unión de las partículas en estado sólido y el fortalecimiento de la pieza. Estos tres pasos que algunas veces se aluden como operaciones primarias de la metalurgia de polvo. Procesos de deformación volumétrica en el trabajo de metales Los procesos de deformación volumétrica que refinan las formas originales, algunas veces mejoran las propiedades mecánicas y siempre adicionan un valor comercial al producto. El

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trabajo de los procesos de deformación consiste en someter el metal a un esfuerzo suficiente para hacer que éste fluya plásticamente y tome la forma deseada. Los procesos de deformación volumétrica se realizan en operaciones de trabajo en frío, y caliente tanto por arriba como por debajo de la temperatura de cristalización. El trabajo en frío o debajo de la temperatura de cristalización es apropiado cuando el cambio de forma es menos severo y hay necesidad de mejorar las propiedades mecánicas, o alcanzar un buen acabado en la pieza final. El trabajo en caliente se requiere generalmente cuando involucra la deformación volumétrica de grandes piezas de trabajo. La importancia tecnológica y comercial de los procesos de deformación volumétrica surge a partir de lo siguiente:

ü Con las operaciones de trabajo en caliente se pueden lograr cambios significativos en la forma de las piezas de trabajo.

ü Las operaciones de trabajo en frío se pueden usar no solamente para dar forma al producto, sino también para incrementar su resistencia mediante el endurecimiento por deformación.

ü Estos procesos producen poco o ningún desperdicio como subproducto de la operación.

ü Algunas operaciones de deformación volumétrica son procesos de forma neta o casineta; se alcanza la forma final con poco o ningún maquinado posterior. Laminado El laminado es un proceso de deformación en el cual el espesor del material de trabajo se reduce mediante fuerzas de compresión ejercidas por dos rodillos opuestos. Los rodillos giran para jalar del material del trabajo y simultáneamente apretarlo entre ellos. El proceso básico ilustrado en la figura es el laminado plano, que se usa para reducir el espesor de una sección transversal rectangular. Un proceso estrechamente relacionado es el laminado de perfiles, en el cual una sección transversal cuadrada se transforma en un perfil, tal como en una viga en I. La mayoría de los procesos de laminado involucran una alta inversión de capital, requieren piezas de equipo pesado llamadas molinos laminadores o de laminación. El alto costo de inversión requiere que los molinos se usen para producción en grandes cantidades de artículos estándar, como láminas y placas. La

[8]Proceso Laminado [8]

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mayoría del laminado se realiza en caliente debido a la gran cantidad de deformación requerida, y se le llama laminado en caliente. Los metales laminados en caliente están generalmente libres de esfuerzos residuales y sus propiedades son isotrópicas. Las desventajas del laminado en caliente son que el producto no puede mantenerse dentro de tolerancias adecuadas, y la superficie presenta una capa de óxido característica. Forjado El forjado es un proceso de deformación en el cual se comprime el material de trabajo entre dos troqueles, usando impacto o presión gradual para formar la pieza. Es la operación más antigua para formado de metales y se remonta quizá al año 5000 a.C. En la actualidad el forjado es un proceso industrial importante mediante el cual se hace una variedad de componentes de alta resistencia para automóviles, vehículos aeroespaciales y otras aplicaciones. Estos componentes incluyen cigüeñales y bielas para motores de combustión interna, engranes, componentes estructurales para aviación y piezas para turbinas y motores de propulsión. Además, las industrias del acero y de otros metales básicos usan el forjado para fijar la forma básica de grandes componentes que luego se maquinan para lograr su forma final y dimensiones definitivas. El forjado se lleva a cabo de diversos modos. Una manera de clasificar las operaciones de forja es mediante la temperatura de trabajo. La mayoría de las operaciones de forja se realiza en caliente (por arriba o por debajo de la temperatura de cristalización), dada la deformación que demanda el proceso y la necesidad de reducir la resistencia e incrementar la ductilidad del metal de trabajo; sin embargo, el forjado en frío es muy común para ciertos productos. La ventaja del forjado en frío es que incrementa la resistencia que resulta del endurecimiento por deformación del componente. En el forjado se aplica la presión por impacto o en forma gradual. La diferencia depende más del tipo de equipo usado que de las diferencias en la tecnología de los procesos. Una máquina de forjado que aplica cargas de impacto se llama martinete de forja, mientras que la que aplica presión gradual se llama prensa de forjado. Otra diferencia entre las operaciones de forjado es el grado en que los troqueles restringen el flujo del metal de trabajo. Atendiendo a esta clasificación, hay tres tipos de operaciones de forjado: a) forjado en troquel abierto, b) forjado en troquel impresor y c) forjado sin rebaba. En el forjado en troquel abierto, el trabajo se comprime entre dos troqueles planos (o casi planos), permitiendo que el metal fluya sin restricciones en una dirección lateral respecto a las superficies del troquel. En el forjado en troquel impresor, las superficies del troquel contienen una forma o impresión que se imparte al material de trabajo durante la compresión, restringiendo significativamente el flujo de metal. En este tipo de operación, una parte del metal fluye más allá del troquel impresor formando una rebaba, como se muestra en la figura. La rebaba es un exceso de metal que debe recortarse más tarde. En el forjado sin rebaba, el troquel restringe

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completamente el material de trabajo dentro de la cavidad y no se produce rebaba excedente. Es necesario controlar estrechamente el volumen de la pieza inicial para que iguale al volumen de la cavidad del troquel.

Tipos de extrusión La extrusión se lleva a cabo de varias maneras. Una forma de clasificar las operaciones es atendiendo a su configuración física; se distinguen dos tipos principales: extrusión directa y extrusión indirecta. Otro criterio es la temperatura de trabajo; en frío, en tibio o en caliente. Por último, el proceso de extrusión puede ser continuo o discreto. Extrusión directa versus extrusión indirecta La extrusión directa (también llamada extrusión hacia delante). Un tocho de metal se carga en un recipiente, y un pisón comprime el material forzándolo a fluir a través de una o más aberturas en un troquel al extremo opuesto del recipiente. Al aproximarse el pisón al troquel, una pequeña porción del tocho permanece y no puede forzarse a través de la abertura del troquel. Esta porción extra, llamada tope o cabeza, se separa del producto, cortándola justamente después de la salida del troquel. Un problema en la extrusión directa es la gran fricción que existe entre la superficie del trabajo y las paredes del recipiente al forzar el deslizamiento del tocho hacia la abertura del troquel. Esta fricción ocasiona un incremento sustancial de la fuerza requerida en el pisón para la extrusión directa. En la extrusión en caliente este problema se agrava por la presencia de una capa de óxido en la superficie del tocho que puede ocasionar defectos en los productos extruidos. Para resolver este problema se usa un bloque simulado entre el pisón y el tocho de trabajo; el diámetro del bloque es ligeramente menor que el diámetro del tocho, de manera que en el recipiente queda un anillo estrecho de metal de trabajo (capas de óxido en su mayoría), dejando el producto final libre de óxidos. En la extrusión directa se pueden hacer secciones huecas (por ejemplo, tubos). El tocho inicial se prepara con una perforación paralela a su eje. Esto permite el paso de un mandril que se fija en el bloque simulado. Al comprimir el tocho, se fuerza al material a fluir a través del claro entre el mandril y la abertura del troquel. La sección transversal resultante es tubular. Otras formas semihuecas se extruyen usualmente de esta misma manera. Estirado de alambres y barras En el contexto de los procesos de deformación volumétrica, el estirado es una operación donde la sección transversal de una barra, varilla o alambre se reduce al tirar del material a través de la abertura de un troque. Las características generales del proceso son similares a las de la extrusión; la diferencia es que en el estirado el material de trabajo se jala a través del troquel, mientras que en la extrusión se empuja a través de él. Aunque la presencia de esfuerzos de tensión es obvia en el estirado, la compresión también juega un papel importante, ya que el

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metal se comprime al pasar a través de la abertura del troquel. Por esta razón, la deformación que ocurre en el estirado se llama algunas veces compresión indirecta. El estirado es un término que se usa también en el trabajo de láminas metálicas. El término estirado de alambre y barras se usa para distinguir los procesos de estirado de los procesos de trabajo de láminas del mismo nombre. La diferencia básica entre el estirado de barras y el estirado de alambre es el tamaño del material que se procesa. El estirado de barras se refiere al material de barras y varillas de diámetro grande, mientras que el estirado de alambre se aplica al material de diámetro pequeño. En el proceso de estirado de alambres se puede alcanzar diámetros hasta de 0.03 mm (0.001 in). Aunque la mecánica del proceso es la misma para los dos casos, el equipo y la terminología son de alguna manera diferentes. El estirado de barras se realiza generalmente como una operación de estirado simple, en la cual el material se jala a través de la abertura del troquel. Debido a que el material inicial tiene un diámetro grande, su forma es más bien una pieza recta que enrollada. Esto limita la longitud del trabajo que puede procesarse y es necesaria una operación tipo lote. Por el contrario, el alambre se estira a partir de rollos de alambre que miden varios cientos (o miles) de ft de longitud y pasa a través de una serie de troqueles de estirado. El número de troqueles varía entre cuatro y doce. El término estirado continuo se usa para describir este tipo de operación, debido a las grandes corridas de producción que pueden alcanzarse con los rollos de alambre, ya que pueden soldarse a tope con el siguiente rollo para hacer la operación verdaderamente continua. Efectos de Procesamiento en Propiedades de Biomateriales 1. Efecto de pos procesamiento y tamaño de grano. Numerosas propiedades de biomateriales pueden mejorarse mediante técnicas de procesamiento. Se puede observar que las resistencias a la fatiga de acero inoxidable y de cobalto-cromo son significativamente mayores en su estado fundido. El aumento de la resistencia a la fatiga puede atribuirse a la gran fuerza de compresión aplicada sobre la superficie del metal durante el proceso de forjado, así como debido a refinamiento de grano. Como el refinamiento de grano conduce a un aumento en la resistencia a la fatiga. Durante muchos años en la industria del acero, el tema del refinamiento del grano se ha perseguido intensamente para ayudar a mejorar la resistencia a la fluencia del acero. Estructuras de nano granos se han producido a través de la deformación plástica severa con notable éxito. La otra ruta común es utilizar la metalurgia de polvo donde se consolidan las partículas ultra-finas, compactadas, y sinterizadas a elevada temperaturas. El uso de la fuerza de presión isostática es casi el doble que en el estado fundido. El uso de presión isostática también ayuda a reducir defectos tales como huecos en la aleación.

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Materiales frágiles como biocerámicas son sensibles a concentraciones de tensión que existen tales como poros y arañazos. Compuesto de procesamiento mediante la combinación de dos o más fases es una ruta para producir propiedades mejoradas de biomateriales. Otro enfoque para obtener mayor resistencia y fiabilidad es refinar el procesamiento de cerámica para producir componentes homogéneos con un tamaño del defecto tan pequeño como sea posible. Esto se puede hacer por procesamiento de polvo de refinación para eliminar defectos microestructurales. Cerámica tales como alúmina se ha utilizado para las cabezas femorales en los reemplazos totales de cadera como alternativa al metal. Esto es porque la velocidad de desgaste en una combinación de cerámica-polietileno ha demostrado ser significativamente reducido. En fracturas frágiles de cerámica debido al retraso en el crecimiento lento de grietas habían dado lugar a un nuevo desarrollo en el uso de materiales compuestos de óxido de aluminio y óxido de circonio. La influencia de las condiciones de procesamiento (tales como aquellos en el procesamiento coloidal) en el desarrollo de microestructuras de los materiales compuestos de alúmina zirconia-templado, y el efecto de estas microestructuras sobre las propiedades mecánicas de los materiales compuestos de alúmina-óxido de circonio, son discutidos por De Aza et al. Ellos han demostrado que mediante el uso de procesamiento coloidal, el refinamiento de la microestructura ha traído consigo una mejora significativa en la tenacidad a la fractura de la cerámica. Efecto de las Condiciones de moldeo y la irradiación sobre desgaste polimérico. Desgaste de materiales poliméricos utilizados en los implantes es quizás el más difícil de entender. En aplicaciones biomédicas tales como oclusores en válvulas cardíacas mecánicas, la fractura por fatiga y desgaste de las prótesis, la fractura por fatiga y el desgaste de los polímeros ha sido considerada a ser un factor importante en la determinación de la durabilidad de las prótesis. En el caso de UHMWPE, muchos factores influyen en sus propiedades de desgaste. Por ejemplo, cuando el UHMWPE se moldeó entre 190 y 200ºC y se añadieron algunos antioxidantes durante el procesamiento condición y la distribución del peso molecular que podría dar las mejores características de desgaste. Trabajos más recientes han demostrado que la condición de procesamiento desempeña un papel vital en el ciclo de la fatiga de UHMWPE. En particular. El envejecimiento oxidativo son muy perjudiciales para el umbral de fatiga y resistencia a la propagación de grietas. Por otra parte, el moldeo por compresión parece prestar una mejor resistencia a la fatiga en comparación con la extrusión.

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Efecto de la laminación de material compuesto. Capas de nano láminas de interpenetración compuestos en red tales como las que se encuentran en la naturaleza tienen resistencia a la fractura única. Ejemplos son conchas marinas que han sido mostrados para producir una mejor resistencia a la fractura con características únicas de desgaste. La microestructura se hace de acuerdo nano - tipo de ladrillo de la fase cerámica insertada por capas de proteínas poliméricas ultra finas. Presumiblemente, los pequeños componentes de cerámica de ladrillo como (a menudo biodegradables) permiten una fácil extracción / disolución, un concepto que debe ser imitado en la ingeniería de un biomaterial que tiene llevar escombros que es eco-compatible. Al utilizar el concepto laminado, tenacidad a la fractura de llegar a valores tan altos que se puede conseguir laminados de carburo de boro / aluminio. Estos laminados también tienen alta resistencia a la flexión.

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CLASIFICACIÓN  

El término biomaterial es usado para designar aquellos materiales extraños de origen natural o artificial que se implanten a un organismo vivo con la finalidad de restaurar morfológicamente y funcionalmente tejidos u órganos alterados por traumatismos, malformaciones o enfermedades degenerativas. La consideración del sitio atómico donde estará localizado un implante implica desafíos para el diseñador del dispositivo biomédico y que se tendrán requerimientos particulares en cuanto a las propiedades del material a utilizar. Todas las consideraciones llevan a concluir que el tipo de material empleado en la construcción de un determinado dispositivo biomédico, depende de los factores químicos, físicos y mecánicos a los que se verá sometido. Al mismo tiempo que se ha llevado a cabo con gran esfuerzo para investigar cómo funcionan los biomateriales y cómo perfeccionarlos, muchos de ellos surgieron como resultado de una considerable experiencia acumulada, pruebas y errores, suposiciones inspiradas, y a veces azar. En la actualidad se dispone de una variedad de materiales que realizan satisfactoriamente las funciones bilógicas en el cuerpo y los médicos pueden usarlos con razonable confianza, y la función en los pacientes es aceptable. Las complicaciones generadas por los dispositivos biomédicos, de existir, son menores que las que surgen de las enfermedades originales. Estos materiales pueden ser divididos en materiales metálicos, cerámicos y materiales compuestos.

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Clasificación según reactividad química: • CASI INERTES: son poco reactivos debido a que son poco solubles cuando están dentro del cuerpo humano. • BIOACTIVOS: forma enlaces químicos con el tejido que lo rodea.

BIOMAT ERIALES

Metálicos   Polímeros   Cerámicos   Compuestos  

Tipos   Tipos  

Ace r o Inoxidable Ale ac ione s bas e cobalto Ale ac ione s bas e t itanio Ale ac ione s par a aplicac ione s de ntale s

PVC Polie tile no Polipropile no Poliés te r Polime tilme tacr ilato Polidime tis iloxano

Alúmina Zirconia Hidroxiapa tita Vidr ios Bioactivos

Fibra de vidr io Ke vla r

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• REABSORBIBLES: se degradan en un tiempo posterior a ser implantados, dando ligar a productos que no son tóxicos y que pueden ser eliminados por el organismo Clasificación según su naturaleza: • Metales: las ventajas se deben a sus propiedades mecánicas. Sus desventajas son las posibles tensiones mecánicas que originan la ruptura del hueso y la corrosión que afecta su comportamiento biológico. • Polímeros: tienen una amplia variedad de aplicaciones den el campo de la implantología medica, ya que presentan propiedades físicas, químicas y mecánicas cercanas a los tejidos vivos, como las proteínas y los polisacáridos; sin mencionar que son de fácil procesamiento. • Cerámicos: las ventajas que poseen son: presencia de enlaces químicos fuertes, buena estabilidad química, químicamente inertes y resistencia al desgate. Las desventajas es que son generalmente frágiles, suelen fracturarse frente a esfuerzos y tienen poca elasticidad. • Compuestos: sus propiedades son muy variadas según los elementos que los constituyan, usados en todos los campos de la bioingeniería. Ya que se mencionaron algunas de sus ventajas y desventajas de los tipos de materiales biomédicos, se proseguirá a dar un breve resumen de lo que compone cada rama: BIOMATERIALES METÁLICOS

 Son substancias inorgánicas que están formados por uno o más elementos metálicos, pudiendo contener también algunos no metálicos, los metales tienen una estructura cristalina en la que los átomos están dispuestos de manera ordenada como consecuencia de su enlace atómico de tipo metálico. Como características generales, presentan buenas conductividades térmicas y eléctricas, relativa alta resistencia mecánica, elevada rigidez, ductilidad y resistencia al impacto Los metales y aleaciones se emplean, básicamente, como componentes estructurales, a fin de reemplazar determinadas partes del cuerpo humano. De forma más precisa, puede afirmarse que los materiales metálicos son imprescindibles, hoy por hoy, para aquellas aplicaciones clínicas que requieren soportar carga y eso es debido a dos razones básicas, sus propiedades mecánicas y su

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resistencia a la corrosión en el organismo humano. Además pueden ser conformados o sea, darle diversas formas, por medio de una gran variedad de técnicas. Todo esto explica su frecuente empleo como biomateriales.

Es de destacar que, en términos generales, si se tiene en cuenta que más de las tres cuartas partes de los elementos químicos son metales, el número de materiales metálicos que se utilizan en la fabricación de dispositivos biomédicos es muy limitado. El primer requisito para su utilización en implantes es que deben ser tolerados por el organismo, es

decir, ser biocompatibles, por lo que es muy importante que la calidad del metal que se puedan liberar a los tejidos vivos sea muy baja. Otro requisito también imprescindible es que tengan una buena resistencia es que tengan una buena resistencia a la corrosión, esto es, que no se degraden por efecto del medio que los rodea. La corrosión es un problema general de los metales, más aun si están inmersos en un medio tan hostil como es el organismo humano, y a temperaturas del orden de 37 °C. Los materiales metálicos más utilizados en la actualidad para la fabricación de implantes son los aceros inoxidables, las aleaciones cobalto-cromo y el titanio puro o aleado con otros metales. Pero además, los implantes realizados con estos materiales tampoco son enteramente satisfactorios, ya que en muchos casos se producen fallos en su aplicación tales como desgaste, corrosión, liberación de especies químicas al organismo, perdida de la unión con los tejidos óseos y de la transmisión de esfuerzos a los tejidos circundantes. Dentro de las técnicas que tienden a mejorar su comportamiento en ese sentido, existen algunas expectativas interesantes por la vía de los tratamientos superficiales, e incluso se dispone de tecnologías que hacen que la superficie del sustrato metálico sea bioactiva, lo que posibilita su unión con los tejidos circundantes. MATERIALES CERÁMICOS Las cerámicas son aplicaciones médicas constituyen un interesante campo de investigación y desarrollo para la fabricación y/o fijación de implantes. Las cerámicas se introdujeron como biomaterial en la década del 70 cuando comenzaban a detectarse fracasos en algunos de ellos utilizados hasta ese momento, como eran el acero inoxidable, las aleaciones base cobalto y el acrílico. Los fracasos se debían, entre otras razones, a la encapsulación de estos materiales

[9]  Biomateriales  Metálicos  [9]  

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(recubrimiento por tejido fibroso), lo que hizo dirigir la mirada hacia las cerámicas en un intento de buscar una buena oseointegración. Sin embargo, la fragilidad de las cerámicas registro en gran medida su campo de aplicación, seleccionándolas únicamente para aplicaciones que no necesitaran elevadas prestaciones mecánicas. Aunque las cerámicas y los vidrios no sufren corrosión, presentan alguna forma de degradación cuando son expuestas al medio biológico, siendo el mecanismo de la degradación dependiente del tipo particular de material considerado. Aun las cerámicas consideradas inertes químicamente, experimentan una degradación de sus propiedades mecánicas como consecuencia del contacto con la solución salina del medio biológico. La mayor desventaja de las cerámicas y los vidrios es su fragilidad y pobres propiedades mecánicas; aunque pueden soportar grandes cargas en compresión, fallan cuando son cargadas en tracción o en flexión; pero son empleados donde la resistencia al desgaste es de vital importancia y se utilizan, generalmente, para reparar o reemplazar tejido conectivo duro del esqueleto. Las cerámicas inertes producen una respuesta mínima por parte del organismo y llevan al encapsulamiento del material como consecuencia de lo que se denomina respuesta al cuerpo extraño. Estos materiales, son, en extremo, estables tanto química como físicamente, y sufren muy poca alteración en contacto con el medio biológico. Las cerámicas inertes más frecuentemente empleadas son la alúmina (𝐴𝑙!𝑂!) , la zirconia (𝑍𝑟𝑂!) y nitruro de silicio (𝑆𝑖!𝑁!). Estos tres materiales tienen la característica de que presentan una alta resistencia a la compresión, una excelente resistencia al desgaste y una inercia química casi total. El uso de la alúmina como biomaterial está motivado, fundamentalmente, por su excelente biocompatibilidad, por la formación de una capsula muy fina de tejido a su alrededor lo que permite la fijación de la prótesis sin cementar; y su baja ficción y baja velocidad al desgaste. La zirconia también es empleada como esfera articular en reemplazos totales de cadera. Es, fundamentalmente 𝑍𝑟𝑂! con el agregado de algún oxido metálico tal como el óxido de magnesio (𝑀𝑔𝑂). La ventaja potencial de la zirconia en prótesis bajo cargas es su alta resistencia mecánica y su buena tenacidad, comparada con otras cerámicas. Sin embargo hasta ahora hay insuficiente cantidad de datos para determinar si esas propiedades conducirán un éxito clínico luego de más de 15 años de uso. Las cerámicas bioactivas producen un enlace químico directo con los tejidos, en particular con los huesos. Son materiales cuya superficie es muy reactiva, aunque presentan una baja solubilidad en el medio biológico. Son empleadas frecuentemente para ka fijación de implantes en el sistema óseo.

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El exponente más importante de esta familia de cerámicas eta dado por la Hidroxiapatita (HA), que es componente fundamental de los huesos vivos, ya que el hueso natural es un material compuesto que contiene aproximadamente 80% de Hidroxiapatita (que le proveen dureza) y 20% de fibras colágenas (que le proveen flexibilidad). Este material tiene pobres propiedades mecánicas y se le emplea para aplicaciones que no deben de soportar cargas. Por su parte, algunas cerámicas, tienen la particularidad que son destruidas químicamente por el medio biológico os sea reabsorbidas, los productos químicos generados por su degradación son capaces de ser procesados por las rutas metabólicas normales del organismo sin producir efectos nocivos. La velocidad de su disolución está dada por su composición química y por la relación entre el área expuesta al medio biológico y el volumen del material. Uno de los exponentes más importantes de este tipo de cerámicas son las de fosfato de calcio, que se viene empleando en medicina y odontología desde hace aproximadamente 25 años. BIOMATERIALES POLIMÉRICOS

En el caso particular de lo biomateriales poliméricos se pude hacer una clasificación según el tiempo que deben mantener su funcionalidad cuando se aplican como implantes quirúrgicos. • En el primer grupo se incluyen todos aquellos implantes que deben tener un carácter permanente; como son los sistemas o dispositivos utilizados para sustituir parcial o completamente a tejidos u órganos destruidos como consecuencia de alguna enfermedad o trauma. • En el segundo grupo, se incluyen los biomateriales degradables de aplicación temporal, es decir, aquellos que deben mantener una funcionalidad adecuada durante un periodo de tiempo limitado, ya que el organismo humano puede desarrollar mecanismos de curación y regeneración tisular para reparar la zona o el tejido afectado. Al trabajar con biomateriales poliméricos, es necesario conocer dos aspectos importantes; el efecto del implante en el organismo y el efecto del organismo sobre el implante. Lo que se resume en:

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• El material no debe incluir componentes solubles en el sistema vivo excepto si es de forma intencionada para conseguir un fin específico. • El sistema físico no debe degradar del implante excepto si la degradación es intencionada y diseñada junto con el implante. • Las propiedades físicas y mecánicas del polímero, deben de ser las más apropiadas para ejercer la función para la que han sido elegidas. • El material debe de ser biocompatible. En general, la mayor parte de los polímeros no satisfacen todas estas condiciones, de manera que

los materiales polímeros utilizados en medicina deben de ser diseñados específicamente para cumplir unas determinadas funciones

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RELACIÓN  ESTRUCTURA-­‐PROPIEDADES  

Aleaciones utilizadas en Prótesis (Ti-6Al-4V, Acero inoxidable 316L y Co-Cr-Mo) El empleo de metales en el campo de la medicina es bastante antiguo, se sabe que Hipócrates utilizó alambres de oro para suturas y en 1546 Ambroise Paré describe el uso de placas de oro para reparar defectos traumáticos en el cráneo, y el alambre de oro para contener hernias abdominales. El criterio de selección de los materiales se basa más en su disponibilidad y resistencia mecánica que en su biocompatibilidad y resistencia a la corrosión en el cuerpo humano. La primera aleación metálica desarrollada para ser utilizada en el cuerpo humano fue el acero al vanadio. Es hacia 1930 cuando se consiguen las primeras aleaciones que reúnen condiciones de material protésico adecuado como las de base Co y los aceros inoxidables; la razón de su tolerancia se atribuyó a su elevada resistencia a la corrosión frente a los fluidos del cuerpo. El Titanio se usa por primera vez en 1951 por Leventhai, el cual asegura que es tan tolerante como el vitalio (aleación de Co-Cr) y el acero inoxidable, considerando lo anterior se explicarán brevemente las aleaciones más utilizadas en prótesis. Aceros Inoxidables El primer acero inoxidable utilizado para la fabricación de implantes fue el 18-8, por sus características mecánicas y resistencia a la corrosión. Posteriormente se introdujeron los aceros 18-8-Mo con el fin de aumentar la resistencia a la corrosión en soluciones salinas. Esta aleación fue conocida como acero inoxidable 316, que al reducirse el contenido de carbono de 0.08 % a 0.03%, mejoró su resistencia a la corrosión en soluciones saturadas. Este acero paso a denominarse 316 L.

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Acero 316L El acero inoxidable 316L (16-18 % Cr, 10-14 % Ni, 2 al 3 % Mo y 0.03 %C) no se endurece por tratamiento térmico, pero puede endurecerse por trabajo en frio.

 

 

 

 

 

 

 

 

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CARACTERÍSTICAS  PROPIAS  

La microestructura que presenta el acero 316L es austenítica (Acero γ) El contenido total de níquel y cromo es de por lo menos 23%. El Cromo forma una película de óxido que protege al acero de la corrosión y el níquel es el elemento que le da la tenacidad. Sus características mecánicas son una resistencia a la deformación de

260 a 800MPa y un módulo elástico de 200GPa, lo que supone un valor 12 veces superior al del hueso cortical. Propiedades mecánicas típicas del acero inoxidable. Comportamiento del acero 316L como implante Los mecanismos involucrados en la respuesta de los tejidos a los biomateriales son complejos debido a la gran variedad de factores involucrados relacionados con la naturaleza del material, especialmente las propiedades superficiales, y con el ambiente fisiológico. En el caso del acero 316L comienza a liberar iones en el organismo, debido a fenómenos de corrosión, los cuales pueden causar problemas graves y hasta mortales. A continuación se dará un breve resumen de los efectos de estos iones en los seres vivos. Hierro El hierro en el cuerpo humano cumple una función esencial; es el componente principal de la hemoglobina, que transporta el oxígeno de la sangre a todas las partes del cuerpo. También

[10]  Microestructura  del  Acero  gama  

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juega un papel vital en muchas reacciones metabólicas. La hemoglobina es el pigmento rojo de la sangre. El hierro de la hemoglobina se combina con el oxígeno y lo transporta a través de la sangre a los órganos del cuerpo. Dos tercios del hierro que contiene el cuerpo humano están presentes en la hemoglobina. El resto se almacena en el hígado, el bazo y la médula de los huesos. Una cantidad pequeña esta ́ presente en forma de mioglobina, que actúa como depósito de oxigeno en los músculo. Los niveles máximos permitidos de hierro en la sangre son (Estos rangos pueden variar dependiendo de los criterios usados). · Niveles normales de Hierro en adultos hombre 80 a 180µg/dL. · Niveles normales de Hierro en adultos mujeres 60 a 160µg/dL. · Niveles normales de Hierro en niños 50 a 120µg/dL. Cromo En principio, se considera al cromo (en su estado de oxidación +3) un elemento esencial, aunque no se conocen con exactitud sus funciones. Parece participar en el metabolismo de los lípidos, en el de los hidratos de carbono, así ́ como otras funciones. La cantidad diaria recomendada para el cromo es de 50-200 µg/día. Por otra parte, los compuestos de cromo en el estado de oxidación +6 son muy oxidantes y son carcinógenos. La Organización Mundial de la Salud (OMS) recomienda, desde 1958, una concentración máxima de 0.05 mg/litro de cromo (VI).

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Níquel. La exposición al níquel y sus compuestos solubles no debe superar los 0.05 mg/cm^3 medidos en niveles de níquel equivalente para una exposición laboral de 8 horas diarias y 40 semanales. Los vapores y el polvo de sulfuro de níquel se sospecha que sean cancerígenos. Tras su colocación, pequeñas cantidades de níquel van liberándose de manera paulatina, aunque no se acumulan en el organismo al ser rápidamente eliminadas por orina. Los niveles en sangre humana, plasma y orina son superiores a los de personas sin prótesis metálicas. Es además el metal que con mayor frecuencia produce sensibilización de contacto, especialmente en mujeres (la clásica dermatitis por bisutería). Molibdeno. Es el único elemento de la segunda serie de transición al que se le ha reconocido su esencialidad. Al menos 50 enzimas que contienen molibdeno son conocidas, principalmente en las bacterias. Sin embargo, una alta concentración de molibdeno se invierte la tendencia y puede actuar como un inhibidor en algunos procesos enzimáticos del cuerpo. Las concentraciones de molibdeno también afectan a la síntesis de proteínas, el metabolismo y el crecimiento. El cuerpo humano contiene alrededor de 0,07 mg de molibdeno por kilogramo de peso. Se presenta en altas concentraciones en el hígado y los riñones y en las vértebras. El molibdeno también está presente en el esmalte de los dientes humanos y puede ayudar a prevenir su deterioro. La ingestión diaria promedio de molibdeno varía entre 0,12 y 0,24 mg, pero depende del contenido de molibdeno de los alimentos. La toxicidad aguda no se ha visto en los seres humanos, y depende en gran medida del estado químico. Los estudios en animales han demostrado que la ingesta crónica de más de 10 mg/día de molibdeno puede causar diarrea, retraso en el crecimiento, infertilidad, y bajo peso al nacer. También puede afectar a los pulmones, los riñones y al hígado.

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Aleaciones de Cobalto Existen diferentes aleaciones de Co-Cr; que se detalla a continuación: La aleación Co-Cr-Mo es utilizado en odontología y en la fabricación de prótesis articulares como vástagos de prótesis que soportan grandes esfuerzos, tales como las de cadera y rodilla. ASTM recomienda 4 tipos de aleaciones Co-Cr para aplicaciones en implantes: 1) Co-Cr-Mo (F75) para moldeo 2) Co-Cr-W-Ni (F90) para forja 3) Co-Ni-Cr-Mo (F562) para forja 4) Co-Cr-Ni-Mo-W-Fe (F562) para forja En la actualidad, solo dos de estas 4 aleaciones se utilizan en la fabricación de implantes la F75 y la F562. El Mo se añade como afinador de grano, lo que aumenta la resistencia de la aleación ya sea moldeada o forjada. Esta aleación es altamente resistente a la corrosión bajo tensión en agua de mar, es considerablemente difícil trabajarla en frio, especialmente en piezas tales como vástagos para articulaciones de cadera. Por tanto, estas piezas se fabrican con las aleaciones para

forja en caliente. La resistencia y límite de fatiga de la aleación Co-Cr-Ni-Mo hacen adecuadas para aplicaciones en periodos de tiempo prolongados de servicio bajo solicitaciones de flexión y fatiga como lo es el caso de los vástagos en prótesis de cadera. Considerando la composición química de las aleaciones de Co-Cr según la ASTM se exhibe la siguiente tabla:

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Aleación Co-Cr-Mo Las aleaciones Co-Cr-Mo (ASTM F75) son utilizadas para la manufactura de implantes mediante técnicas de cera perdida (investment casting), siendo difíciles de mecanizar este proceso de fabricación permite alcanzar dimensiones cercanas a las finales [19]. La principal característica de estas aleaciones es representada por su resistencia a la corrosión en ambientes de cloruros, la cual se debe a su composición química y al óxido formado en su superficie (Cr resistente al ataque de los factores corrosivos del organismo humano, por lo que esta aleación es recomendable para el procesamiento de implantes y prótesis con un uso a largo plazo). Características metalúrgicas y propiedades mecánicas Aunque el cobalto tiene una estructura cristalográfica (hcp) a temperatura ambiente, a temperaturas mayores de 400ºC se transforma a estructura centrada en las caras (fcc). La adición de aleantes como cromo (Cr) y tungsteno (W) elevan dicha temperatura de transformación, mientras que el molibdeno (Mo) aumenta el rango de solidificación, alterando la morfología de los carburos. Tal cual sale de vaciado estas aleaciones poseen una microestructura formada por una matriz dendrítica FCC rica en cobalto con presencia de segundas fases, como carburos M23 C6, en zonas interdendríticas y bordes de grano, lo que conforma el principal mecanismo de endurecimiento en este tipo de aleaciones. Los principales defectos que se encuentran al salir del vaciado son: la baja ductilidad y resistencia a la fatiga, porosidad, falta de homogeneidad química, tamaño de grano grande y microestructura con precipitados duros interdendríticos que las hace frágiles al promover la iniciación y crecimiento de fisuras. Estas propiedades dependen directamente de la morfología y distribución de los carburos que, a su vez, son función de la composición química de la aleación y del procedimiento de colada. Microestructuras de aleaciones

[11]  Microestructuras  de  aleaciones  Co-­‐Cr-­‐Mo  

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Co-Cr-Mo. (a) Modelo de revestimiento con carburos secundarios y tamaño de grano grande (ASTM tamaño 7.5) (b) Alta resistencia de grano fino forjado con refuerzo de nitrógeno (c) Isostáticamente trabajado en caliente a partir de polvo prensado Propiedades mecánicas típicas de las aleaciones Co-Cr

Comportamiento de las aleaciones Co-Cr-Mo como implante Al igual que el acero 316L, las aleaciones de Co-Cr-Mo son materiales biotolerantes, como ya se había dicho previamente. Las partículas metálicas liberadas por el desgaste y la corrosión no pasan al organismo tal cual, sino que son fagocitadas por las células. Su digestión intracelular origina la disolución de las partículas metálicas y su distribución posterior por los fluidos corporales. Habitualmente los metales se combinan en proporciones variables para formar aleaciones que refuercen sus propiedades. Se asocian en altos porcentajes dos o tres metales, pero pueden existir pequeñas cantidades de otros metales, que a veces son debidas a contaminación del material empleado. Estas trazas deben ser tenidas en cuenta por que mantienen su potencial sensibilizante. Es importante observar que las aleaciones pueden contener cantidades significativas de metales con poder sensibilizante, no siempre evidente por el nombre de la aleación. El cobalto, cromo y níquel son los que con más frecuencia producen dermatitis alérgica de contacto, por lo que no es raro que se sospeche la posibilidad de que una reacción de hipersensibilidad a uno de estos metales pueda ser causa de aflojamiento aséptico. En varios

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estudios posteriores se ha confirmado la presencia en diversos fluidos(líquido sinovial, sangre humana total, suero, orina) de iones de estos tres metales. Cobalto Muy utilizado por su gran dureza y resistencia a la corrosión, también se libera y se excreta fácilmente por la orina. Sin embargo, podría acumularse en pacientes con insuficiencia renal crónica, por lo que no es aconsejado por algunos autores. La sensibilización a éste metal en la población general es frecuente y en muchos casos es coincidente con la sensibilización a níquel (cosensibilización), el comportamiento de otros aleantes metálicos (Cr, Mo, Ni). Aleaciones de Titanio La aplicación del titanio para la fabricación de implantes data de los años 60. La baja densidad del titanio 4.5g/cm^3, en comparación con los 7.9 g/cm^3 del acero inoxidable, los 8.3 g/cm^3 del Co-Cr-Mo moldeado y los 9.2 g/cm^3 Co-Ni-Cr-Mo forjado, junto con sus buenas propiedades mecánicas y electroquímicas, son las características más sobresalientes de este material con vistas a su aplicación para la fabricación de implantes ostearticulares. El contenido de impurezas como el oxígeno, hidrógeno y nitrógeno debe controlarse cuidadosamente, puesto que el oxígeno en particular ejerce gran influencia sobre las propiedades mecánicas. El titanio es un material alotrópico y la adición de elementos aleantes le confiere la posibilidad de modificar sus propiedades en un amplio intervalo. El módulo elástico (105-110GPa) del Ti y sus aleaciones es aproximadamente la mitad de los aceros inoxidables y de las aleaciones Co-Cr-Mo, sin embargo, su ductilidad es menor, así como su resistencia al esfuerzo cortante y al desgaste. Su elevada resistencia a la corrosión se debe a la formación de una delgada capa de óxido, compacta y adherente, que pasiva el material y que bajo condiciones fisiológicas determina una velocidad de corrosión muy baja. Composición química de las aleaciones de Ti para implantes.

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La aleación Ti-6Al-4V La aleación Ti-6Al-4V (ASTM F136) intersticial extra-baja (ELI, extra-low interstitial) y el titanio comercialmente puro (Ti c.p., ASTM F67) son los biomateriales metálicos más ampliamente utilizados en la actualidad. Las aplicaciones principales son prótesis articulares (cadera, rodilla, hombro, etc.) e implantes dentales. El hecho de que la aleación Ti-6Al-4V y el Ti c.p. cumplan de manera eficiente con las condiciones básicas para la utilización de un biomaterial en el reemplazo de hueso, es la razón para su amplia aceptación a nivel clínico. Características Metalúrgicas y propiedades mecánicas La aleación Ti-6Al-4V es una del tipo alfa+beta (a +b) y su microestructura depende del tratamiento térmico y de la conformación mecánica previa. Actualmente, es la aleación de titanio de mayor uso y más del 50% del titanio producido en el mundo se dedica a su fabricación. Cuando esta aleación es calentada por encima de 1000°C en el campo de la fase b bcc (Figura 1.5), donde esta es la fase termodinámicamente estable, y luego enfriada lentamente a temperatura ambiente, se produce una estructura Widmanstätten de dos fases. La fase a hcp, rica en aluminio y pobre en vanadio, precipita como placas ó agujas con una orientación cristalográfica específica dentro de los granos de la matriz b. De otro lado, si el enfriamiento desde la fase b es más rápido (ej. en aceite), se produce una microestructura tipo acicular debida a la transformación martensítica o bainítica.

[12]  Ti-­‐6Al-­‐4V  

[13]  Microestructura  Ti-­‐6Al-­‐4V  

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La aleación Ti-6Al-4V más utilizada para el reemplazo de hueso es la que tiene una microestructura del tipo laminado recocido (mil annealed), como se muestra y que consiste en granos equiaxiales y placas de Widmanstätten a, en una matriz b no transformada. Esta microestructura es el resultado de calentar y deformar en la región a + b y enfriar luego lentamente, permitiendo la transformación de b a a. Este tipo de microestructura permite obtener una excelente combinación de resistencia mecánica, tenacidad, ductilidad y resistencia a fatiga. Concretamente, su límite elástico, resistencia a tracción, porcentaje de alargamiento y estricción son superiores a los que presenta la aleación con microestructura tipo Widmanstätten. Además, la velocidad de propagación de fisuras por fatiga es mayor en la aleación con microestructura tipo Widmanstätten con respecto al laminado recocido. Propiedades mecánicas típicas de la aleación Ti-6Al-4V. La resistencia mecánica del Ti c.p. y de la aleación Ti-6Al-4V es menor que la del acero inoxidable 316L y de la aleación Co-Cr-Mo (Tablas 1.8 y 1.10). Sin embargo, cuando se compara la resistencia específica (relación resistencia mecánica/densidad), tanto el Ti c.p. como la aleación Ti-6Al-4V superan a las otras aleaciones antes mencionadas. Biomecánicamente, la ventaja más importante de ambos materiales frente al 316L y al CoCrMo, es su menor módulo de elasticidad, 110 – 120 GPa, contra 200 GPa y 220 GPa para el 316L y el CoCrMo, respectivamente. Teniendo en cuenta que el módulo de elasticidad del hueso cortical varía entre 12 y 20 GPa dependiendo de la dirección, el titanio es más compatible elásticamente que el 316L y el Co-Cr-Mo.

Propiedades mecánicas a tracción de la aleación Ti-6Al-4V

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Comportamiento del titanio como implante La etapa final del proceso curativo de respuesta al implante de un biomaterial bioinerte como la aleación Ti-6Al-4V es la fibrosis ó encapsulación fibrosa compuesta de colágeno y fibroblastos. A esta etapa final le preceden una secuencia de eventos previos, más o menos bien caracterizados, que determinan las características definitivas de la capa de tejido fibroso y, por lo tanto, de la interfase general tejido receptor-implante. En este apartado, sólo se hace una breve descripción de dichos eventos. El primer evento que sucede, casi inmediatamente después de implantar el biomaterial, es la adsorción de proteínas, tal que, en pocos minutos, se forma una monocapa de ellas en la superficie. Las propiedades fisicoquímicas de la superficie implantada determinan la naturaleza de las proteínas adsorbidas. En vista de que esta adsorción ocurre mucho antes de que las células lleguen a la superficie del material, las proteínas es lo primero que las células se encuentran. El resultado de los procesos celulares originados por la naturaleza de las proteínas adsorbidas es lo que se conoce generalmente como “reacción a cuerpo extraño”, que es una forma especial de inflamación no específica. La etapa posterior de reacción a cuerpo extraño está fisicoquímica de la superficie, las condiciones de carga, las condiciones del tejido receptor, la extensión de la lesión creada durante la implantación y la cantidad de matriz provisional generada. Secuencia de reacciones en el tejido receptor después de la implantación

• Herida • Interacciones material-sangre • Formación de la matriz provisional • Inflamación aguda • Inflamación crónica • Granulación del tejido • Reacción a cuerpo extraño • Desarrollo de la cápsula fibrosa (Fibrosis)

Como se ha mencionado antes, el Ti c.p. y el Ti-6Al-4V no se pueden considerar totalmente bioinertes ya que existe evidencia de la liberación de iones de Ti, Al y V, en concentraciones de ppm, y de presencia de partículas en la cápsula de tejido fibroso circundante. En general, se asocia el carácter casi inerte del Ti c.p. y el Ti-6Al-4V a su elevada resistencia a la corrosión en

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el ambiente fisiológico, debida a la capa protectora de TiO que se forma en la superficie por su alta reactividad con el oxígeno del aire. Sin embargo, se cree que deben existir otros factores, además de la resistencia a la corrosión, que favorezcan dicho comportamiento tales como la topografía de la superficie, la interacción de las proteínas con dicha superficie y con las células del medio, condiciones de carga en la interfase tejido- implante, etc. La gran osteointegración del titanio, especialmente referida a los implantes dentales, es una consecuencia directa de su alta biocompatibilidad y, por lo tanto, de su carácter bioinerte o casi inerte, determinada fundamentalmente por la forma y la topografía de la superficie del biomaterial. Finalmente, aún en materiales altamente inertes como el Ti c. p. y Ti-6Al-4V, la fibrosis (i. e. cápsula de tejido fibroso) rodea el implante con el tejido resultante de la reacción a cuerpo extraño, aislándolo del tejido local. Las características de la fibrosis dependen de una serie de factores que no están totalmente clarificados. Entre los problemas que preocupan a los investigadores se encuentra la superficie articulante de la prótesis y de los efectos derivados de la fricción entre las superficies de los materiales que están en contacto. Se sabe que todo deslizamiento entre dos superficies en contacto produce un desgaste que no es más que la pérdida de material de una superficie como resultado de una acción mecánica. Y la verdadera superficie de contacto aumenta con el valor de la carga aplicada P, en los materiales dúctiles y elásticos. Los materiales dúctiles pueden presentar zonas aplastadas e incluso soldadas plásticamente debido a la presión de contacto. Su resistencia al corte es la que origina la fuerza de rozamiento. En el caso de la prótesis de cadera, el desgaste se produce en la superficie esférica del contacto entre la cabeza y el acetábulo. Los biomateriales metálicos usados como implantes son capaces de pasivarse, es decir, formar sobre su superficie una capa fina, delgada y firmemente adherida al sustrato metálico. Esta capa hace que la cinética de esta liberación de iones sea muy baja, pero es inevitable que día tras día y año tras año, el metal sea liberado, y termine incorporándose a los tejidos y fluidos del cuerpo. Por un lado, estos iones entran en contacto directo con las células y tejidos adyacentes, pero también pueden ser distribuidos a otros órganos distantes a través de los fluidos orgánicos. La acción sinérgica corrosión-desgaste aparece como consecuencia de la actividad electroquímica del material metálico. Cuando la acción de deslizamiento hace que se desprendan los productos de corrosión que derivan de proteger superficialmente a la aleación (capa de pasivado) del ataque posterior, da como resultado la aceleración del proceso.

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El desgaste bajo condiciones de fatiga se produce debido a la formación de grietas superficiales que originan un desprendimiento de partículas bajo repetidos ciclos de carga y deslizamiento. Hay también dos situaciones extremas que perjudican la estabilidad del tejido circundante a la prótesis pudiendo dar lugar al aflojamiento del implante. La primera situación es la de remodelación ósea por protección contra las cargas (stress shielding), es un fenómeno de índole mecánica que depende fundamentalmente de la rigidez del implante. Si este es excesivamente rígido (alto módulo elástico) absorberá la mayor parte de las solicitaciones mecánicas dejando al hueso sin carga; este responderá con una progresiva atrofia ósea por desuso. El otro extremo es que existían puntos en que produzca una sobrecarga en el tejido óseo, en este caso, se tendrían también en proceso de osteolisis, que conducirá a un fracaso, a medio plazo, de la operación quirúrgica de sustitución. Para evitar la resistencia a la fricción y al desgaste, se utilizan técnicas como la implantación iónica, la proyección por plasma, depósitos físicos y químicos en fase de vapor, anodización, nitruración; con el fin de obtener elementos, compuestos o recubrimientos en superficie con elevada resistencia a la fricción y al desgaste. El resultado de estas modificaciones, no ha sido satisfactorio, incluso llegan a ser perjudiciales cuando se consideran tiempos de ensayo intermedio o elevados. Otra posibilidad son aleaciones de Co-Cr endurecidas por precipitación de carbono, pero presentan problemas como la corrosión, la respuesta inflamatoria de los tejidos, y todas las derivaciones tóxicas locales o sistémicas que se pueden crear por la presencia de los iones metálicos. En algunas ocasiones se han recubierto estas aleaciones de Co-Cr de polisulfona dada su elevada biocompatibilidad y baja toxicidad. Sin embargo, a largo plazo, hay una tasa de fallos por aflojamiento de un 36%. Solicitaciones mecánicas sobre los implantes Los campos de tensiones inducidos en el hueso generan, a su vez, tensiones de tracción, cizalladura y compresión que actúan en toda la interfase del implante con el hueso. Es, por lo tanto, fundamental el conocimiento del estado de tensiones en esta interfase ya que esto estará estrechamente relacionado con la estabilidad mecánica del implante. El reto biomecánico de reemplazar la cadera, es, sin duda, la principal problemática asociada a este tipo de prótesis ya que las solicitaciones son básicamente de cargas dinámicas, superiores al peso del cuerpo, aplicadas durante años.

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La predicción sobre el estado de tensiones en la interfase entre la prótesis de cadera y el hueso está claramente influenciada por la presencia del cemento óseo (polimetil-metacrilato, PMMA) utilizado para su fijación ó del tejido fibroso intermedio, cuando no se utiliza el cemento óseo. En 2003 El´Sheikh en su artículo “Simulación por elementos finitos de la articulación de la cadera durante un tropiezo: una comparación entre carga estática y dinámica” realizó una comparación entre las tensiones inducidas bajo condiciones estáticas y dinámicas, con ello indicaron la importancia de considerar las cargas dinámicas para representar de manera más real el efecto de la actividad del paciente en el mejor diseño y durabilidad de la prótesis. Para ello, realizaron simulaciones de una prótesis bajo carga dinámica debido a un tropiezo bajo carga estática máxima durante la actividad normal de un paciente. En la figura aparecen los contornos de tensiones máximas y mínimas en la prótesis, bajo carga estática y dinámica. En ella se puede observar como la concentración de tensiones en la superficie de la prótesis es de compresión en ambos casos, localizada cerca del cuello de la misma, siendo ligeramente mayor en el caso de carga estática. Se observa también como en el resto de la superficie, las tensiones están distribuidas de manera uniforme. Comparación de las tensiones de tracción axiales máximas y mínimas en una prótesis de cadera en condiciones estática y dinámica.  

 

 

[14]  Prótesis  de  Ti  

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PROPIEDADES  MECÁNICAS  

Las propiedades mecánicas de los materiales son aquellas que tienen que ver con el comportamiento de un material bajo fuerzas aplicadas, y se expresan en términos de cantidades que son funciones del esfuerzo o de la deformación o ambas simultáneamente. Las propiedades mecánicas fundamentales para los biomateriales son

• Densidad Cantidad de materia por unidad de volumen.” Se mide por gr/cm3”

• Coeficiente de variación Dimensional Térmico Es la variación de longitud que experimenta la unidad respectiva de un material, por cada grado centígrado de variación de la temperatura

• Conductividad Térmica o Eléctrica La capacidad de un material de transmitir la temperatura o la electricidad a través de su masa”. Alta conductividad en materiales metálicos. Baja en cerámicos y orgánicos

• Tensión Compresiva Carga constituida por dos fuerzas de igual dirección y en sentido contrario tendiendo a disminuir la longitud de un cuerpo.

• Tensión Traccional Dos fuerzas que tienen la misma dirección pero en sentido contrario, tendiendo a aumentar la longitud del cuerpo

• Corte de un sector del cuerpo con respecto del otro

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Se le llama también Fuerza tangencia o de Cizallamiento. La fuerza que se opone a esta deformación se denomina “Resistencia al corte

• Tensión Flexural Son tensiones compresivas, traccionales y de corte producidas cuando un cuerpo es sometido a una deflexión (carga flexural)

• Diagrama de Fases Es un grafico que consta de una línea horizontal y dos verticales, destinado al estudio de una aleación metálica con respecto de las fases resultantes de su enfriamiento, desde el estado de fusión Cada tipo de aleación tiene un comportamiento diferente de acuerdo a la proporción en ella de cada metal En los extremos (100% de metal a y b).hay un punto de fusión; por encima del cual es liquido, por debajo es solido.

• Modulo de Elasticidad Modulo de elasticidad o de Young es la relación numérica entre tensión y deformación, cuando se cumple la Ley de Hooke. “Ley de Hooke:- Las tensiones inducidas son proporcionales a las deformaciones producidas, hasta una tensión máxima, llamada limite proporcional. “

• Deformación Elásticas El material se recupera, cuando se deja de aplicar la fuerza.

• Deformación Plástica El material se recupera, pero no en forma total, quedando con deformación permanente

• Maleabilidad Capacidad de un material de deformarse permanentemente, bajo cargas compresivas, (puede ser laminada).

• Ductilidad

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Capacidad de un material de deformarse bajo cargas traccionales. El material puede ser convertido en alambres

• Dureza Superficial Resistencia de un material a la indentacio ́n permanente, se mide usando un indentador definido y aplicando una carga establecida y relacionando carga y profundidad da la indentacio ́n, aunque lo que se mide es el diámetro de la marca. Se usa los durímetros de Brinnel, Rockwell, Vickers y Knoop También puede usarse un indentador estandarizado, que produce una huella cuyo ancho indica la dureza superficial del material. (Rayado) Todo esto lleva a concluir que el tipo de material empleado en la construcción de un determinado dispositivo biomédico, depende de los factores químicos, físicos y mecánicos a los que se verá sometido En la actualidad se dispone de una variedad de materiales que realizan satisfactoriamente las funciones biológicas en el cuerpo y los médicos pueden usarlos con razonable confianza, y la función en los pacientes es aceptable. Las complicaciones generadas por los dispositivos biomédicos, de existir, son menores que las que surgen de las enfermedades originales. Estos materiales pueden ser divididos en materiales metálicos, poliméricos, cerámicos y materiales compuestos. A continuación se me muestra dos cuadros con algunos de los principales usos de los materiales en dispositivos biomédico y sus propiedades mecánicas.

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Biomateriales  aplicados  en  la  implantación  

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APLICACIONES  

Los biomateriales son empleados en distintos contextos y cada uno de ellos asociado a algún tipo de aplicación particular, tales como: • Reemplazo de partes dañadas, enfermas o faltantes: máquinas para diálisis renal, reemplazo de la articulación de la cadera, implantes y prótesis dentales, etc. • Para asistir en cicatrizaciones y curaciones: suturas quirúrgicas, placas y tornillos para fijación de fracturas óseas. • Para mejorar funciones: marcapasos cardiaco, lentes de contacto, etc. • En correcciones estéticas: modificación de labios, pechos, barbilla, etc. • Como ayuda para diagnósticos y tratamientos: catéteres, electrodos específicos, drenajes, etc. En la siguiente tabla se tratara se mencionan las aplicaciones de los biomateriales y los materiales que son usados:

Sistema Óseo Material usualmente utilizado

Reemplazo de Articulaciones Aleaciones de Titanio, Acero Inoxidable,

Polietileno

Placas en la fijación de Fracturas Acero Inoxidable, Aleación Cobalto-

Cromo

Cemento para Huesos Polimetilmetacrilato

Reparación defectos óseos Hidroxiapatita

Ligamentos y tendones artificiales Teflón, Dracón

Implantes Dentales Titanio, Alúmina, Fosfato de Calcio

   

 

 

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La razón primaria del empleo de biomateriales se encuentra en que reemplazan físicamente a un tejido blando o duro que has sido dañado o destruido a través de un proceso patológico (enfermedad) o accidental. Aunque los tejidos y las estructuras del cuerpo humano llevan a cabo correctamente su función durante un largo periodo de tiempo, pueden sufrir una amplia variedad de procesos degradativos que incluyen fracturas, infecciones, cáncer, etc., y que causan desfiguraciones y/o pérdidas de la función. Bajo tales circunstancias puede ser posible remover el tejido dañado y reemplazarlo o corregirlo por medio de un adecuado biomaterial; en el siguiente diagrama se muestran distintas aplicaciones de los biomateriales en la fabricación de dispositivos biomédicos para el cuerpo humano.

Sistema Cardiovascular Material usualmente utilizado

Prótesis Vasculares Teflón, Dracón, Poliuretano

Válvulas de Corazón Tejido Reprocesado, Acero Inoxidable, Dracón

Catéter Goma de Silicona, Teflón, Dracón

Órganos Material usualmente utilizado

Corazón Artificial Poliuretano

Placas para la reparación de la piel Compuestos de Silicona Colágeno

Riñón Artificial (hemodiálisis) Celulosa, Poliacrilonitrillo

Respirador artificial Goma de Silicona

Sistema Cardiovascular Material usualmente utilizado

Lentes Intraoculares Gomas de Siliconas, Polimetilmetacrilato

Lentes de Contacto Silicona Acrilato Hidrogeles

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Ortopedia Una de las más prominentes áreas de los biomateriales es su aplicación en implantes ortopédicos. Existen enfermedades que afectan la estructura de las articulaciones tales como cadera, rodilla, hombro, codo, etc., que originan dolor y eventualmente inmovilidad. Con el advenimiento de la anestesia, antisépticos y antibióticos, ha sido posible el reemplazo total de dichas articulaciones y la recuperación de los pacientes, tanto en lo concerniente a la pérdida del dolor como de la movilidad de la articulación es, prácticamente, total. En particular, la articulación de la cadera humana está sujeta a altas tensiones mecánicas y sufre un desgaste considerable y no es sorprendente que luego de estar sometida a 50 o más años de

tensiones mecánicas cíclicas, o debido a una enfermedad degenerativa o reumatológica las caderas se enferman, la articulación natural se desgata y se produce una considerable perdida de movilidad del paciente, y a menudo, el confinamiento a una silla de ruedas. Las articulaciones artificiales de cadera son fabricadas en titanio, acero inoxidable, aleaciones cobalto-cromo, cerámicas, materiales compuestos y polietileno de ultra alto peso molecular. En forma análoga, también se han desarrollado prótesis para el reemplazo completo de la articulación rotuliana (rodilla), fabricadas en diversos materiales: acero inoxidable, polietileno de ultra alto peso molecular.

Cardiovascular

En el sistema cardiovascular, es decir, el corazón y los conductos que permiten circular la sangre por todo el cuerpo, pueden generarse problemas con las válvulas del corazón y las arterias; problemas que pueden subsanarse con el adecuado empleo de los biomateriales. Las válvulas del corazón sufren cambios estructurales que le impiden abrirse o cerrarse completamente y que pueden ser resueltos a través del reemplazo por una amplia variedad de sustitutos.

A su vez, para aquellas enfermedades que implican una modificación en el ritmo cardiaco, la medicina ha dado respuesta a este problema por medio de los marcapasos. Los marcapasos son dispositivos eléctricos que hacen latir el corazón a base de descargar impulsos eléctricos que reemplazan al propio sistema de control de corazón y garantizan un latido sincronizado y suficiente. En general, consisten en un dispositivo que se implanta debajo de la piel y del cual salen unos contactos flexibles que se hacen llegar hasta la aurícula derecha

[16]Marcapasos  y  sus  correspondientes  

electrodos  para  el  sensado  y  estimulación  cardíaca  

[15]Prótesis  Fémur  

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por una vena grande bajo la piel. El dispositivo incluye una batería que dura más de 10 años. Los marcapasos están fabricados con una amplia variedad de materiales plásticos y con contactos eléctricos metálicos. Oftalmología Los tejidos oculares pueden sufrir diversas enfermedades que conducen a una reducción en la visión y, eventualmente, a la ceguera. Para resolver dichos problemas, se utilizan las lentes intraoculares que se fabrican en Polimetilmetacrilato, elastómeros de silicona u otros. En general, la visión correcta se reestablece casi inmediatamente después del implante y los éxitos que se logran con este dispositivo son muy altos. El procedimiento de implantación de los lentes intraoculares es muy sencillo y se lleva acabo casi siempre sobre pacientes ambulatorios. Aplicaciones Dentales Dentro de la boca, tanto los dientes como los tejidos que los sostienen pueden deteriorarse a causa de enfermedades bacterianas o, simplemente, como consecuencia del paso del tiempo. Las caries dentales, la desmineralización y la disolución de los dientes asociadas con la actividad metabólica de la placa dental, puede ocasionar la pérdida parcial o total de la dentadura. Los biomateriales permiten, a través del empleo de prótesis dentales, fabricas con diversos cerámicos, polímeros y aleaciones metálicas; de llenados directos con amalgamas (aleaciones de mercurio con determinados metales); de implantes dentales fabricados con titanio y de aparatos de ortodoncia construidos con acero inoxidable, reestablecer adecuadamente la función masticatoria ya sea a través de reparaciones o del reemplazo total de las piezas dentarias perdidas. Cicatrización de heridas Una de las aplicaciones más antiguas de los biomateriales está relacionada con si empleo en la sutura y cierre de heridas. En la actualidad, los materiales para suturar incluyen polímeros y algunos metales (acero inoxidable y tantalio) Dentro de los dispositivos empleados para la reparación de fracturas cabe incluir placas Oseas, tornillos, barras, alambres, etc. Aunque se han investigado para estos usos materiales no metálicos (como fibra de carbono), la mayoría de los elementos de fijación óseos están fabricados en metales, especialmente, de aceros inoxidables.

[18]Placa  de  Xijación  de  fraturas    

[17]Lente  de  contacto  intraocular    de  

siliconas  con  asas  de  poliamida  

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RECICLAJE  

Como se ha mencionado anteriormente, existen diferentes tipos de biomateriales, están los metálicos, cerámicos, polímeros y compuestos, con los cuales se pueden crear una amplia variedad de piezas que puedan ser utilizadas en el cuerpo humano; sin embargo las características exigidas por el cuerpo humano para cualquier pieza natural que vaya a ser reemplazada por un biomaterial hacen que las propiedades sean muy restrictivas. Por esta razón, se requieren materiales biocompatibles; es decir, materiales que produzcan un grado mínimo de rechazo en el cuerpo humano. BIOCERÁMICOS Para el caso de los biocerámicos como son: alúmina, zirconia, hidroxyapatita, porcelanas, vidrios bioactivos, etcétera. Sus principales aplicaciones están en el sistema óseo, con todo tipo de implantes y recubrimientos en prótesis articulares; también se utilizan en aplicaciones dentales, en válvulas artificiales, cirugía de la espina dorsal y reparaciones craneales.

Debido a que estos materiales no se corroen, frecuentemente sus periodos de vida útil son mucho más grandes que los de otros biomateriales. Sin embargo, las mismas propiedades físicas que hacen tan durables a los cerámicos, también los hacen extremadamente difíciles de reciclar.

[19]  Prótesis  Cerámicas  

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Sin embargo la industria de los biocerámicos cuenta con una gran ventaja en cuanto al campo de venta o demanda ya que en el caso de fracasar con un producto específico, esta materia prima se puede redirigir a otro ámbito ocupacional como porcelanas de alfarería, cementos ecológicos, etc. Sin embargo los biocerámicos son la clase de cerámicos que menos se reciclan, debido a que la población que hace uso de ellos, se deshace de ellos, sin considerar que pueden ser compilados para su reuso en un área distinta, por otro lado las prótesis que sustituyen alguna parte ósea, permanecen en el cuerpo implantado casi permanentemente. BIOMETALICOS. Los biomateriales metálicos, más utilizados para implantes quirúrgicos, son las de base titanio, especialmente la aleación Ti6Al4V, y actualmente se está intercambiando el Vanadio por el Niobio, lo cual ha dejado una notable mejora en el índice de biocompatibilidad. A diferencia de los biocerámicos, los bimetálicos, no pueden ser reciclados, para un uso posterior en el área médica salvo algunos prótesis externas (brazos, piernas metálicas) que pueden ser modificadas según las características del paciente para los implantes quirúrgicos debido a que el proceso al que son sometidos, hacen que sus propiedades se modifiquen, el material no pueda ser utilizado más que en otro ámbito. Esto se debe al proceso al que es sometido el material es riguroso además de que es diseñado específicamente para cada paciente, lo que hace casi imposible su reutilizamiento Por ello para la elaboración de implantes metálicos requieren de material especial diseñado para las funciones que va a realizar. Algunos pasos que se citarán a continuación son simplemente genéricos. 1. El primer paso consiste en la extracción del mineral desde las minas, su posterior separación y concentración, la extracción química del metal, su purificación y eventual mezcla con otros metales para la fabricación de una aleación metálica.

[20]Prótesis de nueva generación. Louisville Prosthetics  

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2. Luego se lo transformará en lingotes, los que posteriormente y, a través de diversos procesos, se los lleva a la forma de barras, tubos, alambres, placas, láminas, polvo, etc. 3. A continuación comienza el proceso de fabricación del dispositivo hasta llegar a su forma preliminar, la que debe ser sometida a modificaciones superficiales que le darán su forma final de utilización.

En resumen para la elaboración de una pieza que vaya a ser implantada en el cuerpo humano, se pueden utilizar una gran cantidad de materiales siempre y cuando pase por las siguientes pruebas. Citotoxicidad Esta prueba verifica si el material o sustancia a utilizar es tóxicos o no para las células. Para ello se preparan tres cultivos celulares; en uno se pone un material reconocidamente tóxico, en otro uno inocuo y en el tercero el material que se quiere probar. De esta manera se caracteriza la agresividad del material para con las células. Genotoxicidad. Verifica si existe alguna alteración de los genes de las células causada por el material o sustancia empleado. Biocompatibilidad. Es una prueba realizada en animales. En ella se trata de observar efectos adversos ocasionados por el material o sustancia en estudio.

[21]  Prótesis  Dentales  

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CONCLUSIONES  

El tema de Biomateriales abarca un amplio espectro de especialidades, disciplinas, técnicas e innovaciones, las cuales hemos resumido de una manera cuidadosa en este trabajo. Consideramos que si bien el uso de Biomateriales no se trata de algo reciente, sí es un campo que está en constante crecimiento y cambio, la biocompatibilidad, el uso de materiales compuestos, cerámicos o metálicos va más allá de lo estético, cada uno posee propiedades únicas que provoca un desempeño diferente en ciertos rubros del cuerpo humano. Hemos llegado a la conclusión de que recientemente los Biomateriales han sido una herramienta para aumentar, mejorar y hacer accesible la calidad de vida de un conjunto de personas que buscan la longevidad, en algunos casos se busca reemplazar una extremidad que le ha sido arrebatada a una persona o sencillamente ayudan en el proceso de recuperación traumatológico. Sin embargo el fin es el mismo: ayudar al ser humano en una situación que le impida desarrollarse normalmente. Si bien, existen estudios, proyectos de investigación y desarrollo, consideramos que la Universidad tiene las herramientas necesarias para seguir innovando en este sentido y es que si trabajamos en equipo para un bien común, los resultados son grandiosos. Durante el desarrollo del presente trabajo, el equipo pudo auxiliarse de herramientas ya conocidas; buscar información en libros especializados y el uso de TIC’s por decir algunos. Sin embargo, pensamos que el verdadero reto a la hora de realizar un trabajo como el presente, requiere de compromiso, responsabilidad, motivación y curiosidad. Porque son valores y cualidades que debemos de desarrollar para que una vez que estemos en nuestro campo profesional, seamos ingenieros apasionados con su carrera y comprometidos con su trabajo. Agradecemos la oportunidad que nos brindan este tipo de trabajos a la hora de desarrollarnos humanamente, y es que sostenemos la frase que dice “Si quieres llegar rápido camina solo, si quieres llegar lejos, hazlo acompañado”    

 

 

 

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