Diseño de un material compuesto para implantes óseos

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(1)DISEÑO DE UN MATERIAL COMPUESTO PARA IMPLANTES ÓSEOS. JAVIER PEÑALOZA ORTEGÓN. UNIVERSIDAD DE LOS ANDES FACULTAD DE INGENI ERÍA DEPARTAMENTO DE INGENI ERÍA MECÁNICA BOGOTÁ 2007.

(2) DISEÑO DE UN MATERIAL COMPUESTO PARA IMPLANTES ÓSEOS. JAVIER PEÑALOZA ORTEGÓN. Tesis presentada a la Universidad de los Andes como requisito parcial de grado del programa de pregrado en Ingeniería Mecánica. Asesor FABIO ARTURO ROJAS MORA Dr. Eng. Mec. Profesor – Investigador Departamento de Ingeniería Mecánica Universidad de los Andes. UNIVERSIDAD DE LOS ANDES FACULTAD DE INGENI ERÍA DEPARTAMENTO DE INGENI ERÍA MECÁNICA BOGOTÁ 2007 2.

(3) Bogotá, 14 de enero de 2008. Doctor Fabio A. Rojas M ., Dr. Eng. Mec. Asesor proyecto de grado Universidad de los Andes Departamento de Ingeniería M ecánica. Apreciado Doctor, A continuación presento el documento del proyecto de grado DIS EÑO DE UN MATERIAL COMPUES TO PARA IMPLANTES ÓS EOS , que es además del diseño, una primera caracterización mecánica y biológica del biomaterial compuesto SCPH. Considero que este trabajo cumple con los objetivos planteados y lo presento como requisito parcial para optar por el título de Ingeniero M ecánico.. Cordialmente,. Javier Peñaloza Ortegón. 3.

(4) Bogotá, 14 de enero de 2008. Doctor Luís M ario M ateus Director del Departamento de Ingeniería M ecánica Universidad de los Andes. Apreciado Doctor, A continuación presento el documento del proyecto de grado DIS EÑO DE UN MATERIAL COMPUES TO PARA IMPLANTES ÓS EOS , que es además del diseño, una primera caracterización mecánica y biológica del biomaterial compuesto SCPH. Considero que este trabajo cumple con los objetivos planteados y lo presento como requisito parcial para optar por el título de Ingeniero M ecánico.. Cordialmente,. Javier Peñaloza Ortegón. 4.

(5) Nota de aceptación __________________________________________________________________ __________________________________________________________________ __________________________________________________________________ __________________________________________________________________. ____________________________ Fabio A. Rojas M ., Dr. Eng. Mec. Asesor proyecto de grado. ____________________________ JURADO. 5.

(6) AGRAD ECIMIENTOS. A Dios por toda la fortaleza emocional para sacar adelante este proyecto A mis Padres y por todo su esfuerzo para permitirme estudiar A toda mi familia en especial a mis hermanos, Paola, Fabio y Oscar David A mi novia por su gran apoyo A mi asesor por sus brillantes ideas A los Tigres en Cali, Felipe, Raúl y Jorge A todos mis compañeros y amigos en Bogotá Al Taller de Ingeniería mecánica de la Universidad y a su gente amable: Ramiro, Omar, Jorge, Don M ateo, Don Luís, Ciro y Juan Carlos Al laboratorio de Genética Humana de la Universidad, en especial a la profesora Helena Groot de Restrepo y a la investigadora Diana Narváez Al departamento de Química General de la Universidad A la Universidad Autónoma de Occidente en Cali A todas las personas que directa o indirectamente colaboraron en este proyecto. 6.

(7) TABLA D E CONTENIDO. AGRAD ECIMIENTOS 1. INTRODUCCIÓN. 10. 2. DES CRIPCIÓN DEL PROYECTO. 11. 2.1 Objetivo General. 11. 2.2 Objetivos Específicos. 11. 3. MARCO TEÓRICO. 12. 3.1 Biología de los injertos óseos. 12. 3.1.1 Características de los injertos óseos. 13. 3.1.2 Tipos de injertos óseos sintéticos. 15. 3.1.2.1 Materiales Cerámicos. 16. 3.1.2.1.1 Sulfato de Calcio. 16. 3.1.2.1.2 Fosfato de Calcio. 17. 3.1.2.1.2.1 Trifosfato de Calcio. 17. 3.1.2.1.2.2 Hidroxiapatita. 17. 3.1.2.1.2.3 Coral. 18. 3.1.2.2 Materiales Poliméricos. 18. 3.1.2.2.1 Acido Poliglicolico (PGA). 18. 3.1.2.2.2 Acido Polilactico (PLA). 19. 3.1.2.2.3 Colágeno. 19. 4. ANTEC ED ENTES. 20. 5. MATERIALES Y MÉTODOS. 22. 5.1 Material de Refuerzo – Polvo de hueso Cortical. 22. 5.1.1 Esterilidad del Polvo de Hueso Cortical. 22. 5.1.2 Mecanizado de Hueso Cortical. 23. 5.1.3 Morfología del Polvo de Hueso. 28. 5.1.3.1 Polvo de Hueso Cortical Tipo 91. 28. 5.1.3.2 Polvo de Hueso Cortical Tipo 222. 31. 7.

(8) 5.1.3.3 Polvo de Hueso Cortical Tipo 1000. 33. 5.2 Matriz Aglutinante – Sulfato de Calcio. 35. 5.2.1 Características Generales. 36. 5.2.2 Características Ortopédicas. 38. 5.2.3 Sulfato de Calcio utilizado en el proyecto. 39. 5.3 Caracterización de Material SCPH. 39. 5.3.1 Diseño del Experimento. 40. 5.3.2 Propiedades mecánicas. 41. 5.3.2.1 Ensayo de Porosidad Aparente. 41. 5.3.2.2 Ensayo de Dureza. 41. 5.3.2.3 Ensayo de flexión en tres puntos. 42. 5.3.2.4 Ensayo de Compresión. 45. 5.3.3 Fabricación de la Probetas. 46. 5.3.3.1 Materiales y Elementos. 46. 5.3.3.2 Procedimiento. 46. 5.3.4 Prueba Biológica. 48. 5.3.4.1 Parámetros del Ensayo. 48. 5.3.4.2 Procedimiento. 49. 5.4 Manufactura de un implante. 49. 5.4.1 Selección del Implante y el proceso. 49. 5.4.2 Proceso de manufactura. 51. 5.4.3 Implantes fabricados. 51. 5.4.4 Calidad de Fabricación. 53. 6. ANÁLIS IS Y RES ULTADOS. 56. 6.1 Resultado de los Ensayos Mecánicos. 56. 6.1.1 Resultado del ensayo de Porosidad Aparente. 56. 6.1.1.1 ANOVA. 56. 6.1.1.2 Regresión lineal. 59. 6.1.2 Resultado del ensayo de Dureza Shore D. 60. 6.1.2.1 ANOVA. 61. 6.1.2.2 Regresión lineal. 65. 8.

(9) 6.1.3 Resultado del ensayo de Flexión en tres puntos. 66. 6.1.3.1 Resistencia a la Flexión. 66. 6.1.3.1.1 ANOVA. 67. 6.1.3.1.2 Regresión lineal. 71. 6.1.3.2 Módulo de Flexión. 72. 6.1.3.2.1 ANOVA. 73. 6.1.3.2.2 Regresión lineal. 77. 6.1.4 Resultado del ensayo de Compresión. 78. 6.1.4.1 Resistencia a la Compresión. 78. 6.1.4.1.1 ANOVA. 79. 6.1.4.1.2 Regresión lineal. 83. 6.1.4.2 Módulo de Compresión. 84. 6.1.3.2.1 ANOVA. 85. 6.1.3.2.2 Regresión lineal. 88. 6.2 Análisis de Resultados de Propiedades mecánicas. 90. 6.3 Resultado y Análisis del Ensayo de Citotoxicidad. 93. 7. CONCLUS IONES. 96. 8. BIBLIOGRAFÍA. 98. ANEXOS ANEXO A. LISTA DE FIGURAS. 101. ANEXO B. LISTA DE GRÁFICAS. 102. ANEXO C. LISTA DE TABLAS. 104. ANEXO D. FICHA TÉCNICA SULFATO DE CALCIO WHIP M IX JADE STONE ANEXO F. FICHA TÉCNICA SULFATO DE CALCIO M ERCK G.R. ANEXO G. GRÁFICAS ENSAYOS DE FLEXIÓN EN TRES PUNTOS ANEXO H. GRÁFICAS ENSAYOS DE COM PRESIÓN. 9.

(10) 1. INTRODUCCIÓN. Actualmente los cirujanos ortopedistas demandan nuevos biomateriales que funcionen como sustitutos de injertos óseos para la reconstrucción esquelética humana. Esto se debe a las limitaciones que presentan los injertos tradicionales, por ejemplo, los bancos de huesos son la principal fuente injertos, los cuales son buenos para cirugías donde se pretenda implantar secciones de huesos faltantes en el paciente, fácilmente este injerto puede ser obtenido por otro hueso igual, suministrado por un banco de huesos. Ahora bien, cuando la necesidad es una cuña, un cubo o un cilindro de proporciones mayores a 8 centímetros cúbicos, conseguir el implante es algo más difícil, porque ¿qué parte del esqueleto humano cuenta con una pieza sólida de hueso cortical de ese volumen, que pueda ser tallado con una geometría precisa? Los cirujanos este problema lo resuelven modestamente haciendo piezas lo más aproximadas tomadas de la cadera generalmente, o con rellenos particulados en forma de pellets. En este punto, cabe un biomaterial con características osteoconductoras, osteoinductoras y bioabsorbible, que imite el hueso e induzca el crecimiento de nuevo hueso a través de él a medida que es asimilado por el organismo receptor, para que al final del tratamiento el paciente haya metabolizado el injerto, y el defecto óseo se encuentre sanado con nuevo hueso. El profesor Fabio Rojas ha enfocado sus investigaciones en la búsqueda de ese material, que además de tener todas las características mecánicas y biológicas, debe ser económico para que países en vía de desarrollo como Colombia, puedan tener acceso a él. Para esto, Rojas plantea el uso de polvo de hueso cortical, producido por mecanizado, como material de refuerzo de un compuesto ortopédico novedoso. Por lo tanto, este proyecto de grado busca seleccionar un material matriz que aglutine la mayor cantidad de polvo de hueso, que es el recurso económico del material, y diseñar un material compuesto que cumpla con todas las características necesarias para ser un sustituto de injertos óseos.. 10.

(11) 2. DES CRIPCIÓN DEL PROYECTO. 2.1 Objetivo General Diseñar y caracterizar un material compuesto moderno fabricado a partir de polvos de hueso liofilizado como refuerzo y una matriz de un biomaterial artificial, apto para la fabricación de componentes en implantología de reconstrucción esquelética.. 2.2 Objetivos Específicos 1. Proponer la formulación de un material compuesto viable para su uso en implantes. Para esto se deben considerar diferentes materiales matriz y tipos de polvos de hueso. 2. Caracterizar las propiedades relevantes tanto físicas como bioquímicas del compuesto diseñado. Esto implica especial atención a las propiedades mecánicas y la realización de ensayos de citotoxicidad del compuesto según protocolos bioquímicos en clínica. 3. Diseñar un proceso de manufactura de implantes con posibilidades de aplicación industrial para el compuesto diseñado y producción de algunos prototipos. 4. Preparar y presentar en escenarios de publicación adecuados un artículo científico relacionado con el trabajo e cuestión.. 11.

(12) 3. MARCO TEÓRICO. 3.1 Biología de los injertos óseos Un injerto según el biomedical engineering handbook “es un tejido u órgano que luego de ser separado de su lugar de origen se inserta en un lugar del organismo, ya sea en el propio, en el de otro o en el de otra especie. Se caracteriza por que una vez implantado se puede rehabilitar y se mantiene vital gracias a los tejidos vivos del receptor” [4] [10]. Según el origen los injertos óseos se pueden clasificar en Autoinjerto, aloinjerto, Xenoinjerto e Isoinjerto como se muestra en la Tabla No.3.1 [7].. TIPO DE INJERTO. TRANSFERENCIA. Autoinjerto. De un lugar a otro en el mismo individuo. Aloinjerto. Entre dos individuos de la misma especie genéticamente diferentes. Xenoinjerto. Entre miembros de dos especies diferentes. Isoinjerto. Entre individuos geneticamente iguales (gemelos). Tabla No.3.1 – Tipos de injertos [7]. Los autoinjertos son los mejores injertos, generalmente son rápidamente integrados sin presentar problemas de biocompatibilidad, inducen el crecimiento de nuevo hueso y son absorbidos sin problemas. Su desventaja es la fuente, al provenir del mismo paciente, este debe ser intervenido en otros sitios para extraer el injerto, además la cantidad de injerto que se puede retirar de un hueso sano es limitada al punto que el mismo hueso pueda regenerarse. En respuesta a esto, existen los bancos de huesos para el suministro de aloinjertos, estos injertos son integrados más lentamente que los autoinjertos, también inducen el crecimiento de hueso, más esto sucede con éxito en el evento que no exista problemas de rechazo inmunológico su gran desventaja. Por ejemplo, el mecanismo inmunológico del paciente retrasa el proceso de integración del injerto al receptor, además. 12.

(13) de presentar riesgo de toxicidad celular generadora de infecciones. Para esto existen protocolos de liofilización y esterilización de injertos, que reducen potenciales reacciones infecciosas. El proceso de liofilización consiste en congelar el injerto y después ser introducido en una cámara de vacío, para que a través de la sublimación del agua, esta sea eliminada del injerto. Ahora bien, estos procesos reducen drásticamente las propiedades mecánicas del injerto, e inducen posibles fracturas durante la recuperación del paciente. Otro tipo de injerto son los Xenoinjertos, como se menciona en la Tabla No.3.1 estos injertos tienen origen en otras especies, más la preocupación de la comunidad científica es el ries go potencial de desencadenar nuevas enfermedades epidémicas. Por esto, actualmente la fuente principal de injertos son los bancos de huesos liofilizados [7] [8] [9]. Otra desventaja de los injertos en general es la limitante geométrica de los huesos, es decir, en cirugías es común la necesidad de injertos con geometrías definidas como cuñas y cilindros, pero de los huesos humanos liofilizados en el mejor de los casos, solo se obtienen cilindros sin geometrías precisas y cuñas con geometrías amorfas. Por lo tanto, este escenario presenta una clara necesidad de un material alternativo a los injertos de hueso. Existen injertos óseos sintéticos y no es nuevo su uso, más de estos injertos sintéticos se abordarán más adelante, antes de estos, es importante conocer que características biológicas y mecánicas que deben cumplir este tipo de materiales para una aplicación ortopédica.. 3.1.1 Características de los injertos óseos Los injertos óseos son los materiales utilizados en la regeneración de huesos lesionados, principalmente se utilizan como relleno de defectos producidos por traumatismos como fracturas, enfermedades esqueléticas como la osteoporosis o tumores extirpados que dejan cavidades al interior de los huesos afectados. Los injertos imitan la estructura extra celular de los huesos, de tal manera que los procesos de regeneración ósea ó osteogénesis ocurran al interior del mismo, mientras ayuda al hueso afectado a continuar con las funciones estructurales que desempeña en el paciente. Según Goldberg & Acaban, para que ocurra la regeneración del hueso se requieren de tres procesos: Osteoinducción, Osteoconducción y. 13.

(14) un amiente que permita además de la penetración del injerto de células osteogénicas, su supervivencia y proliferación [7]. Osteogénesis: Es el proceso físico de sintetizar nuevo hueso, donde los osteoclastos degradan el material del injerto y los osteoblastos forman y desarrollan nuevo tejido óseo [7]. Osteoinducción: Capacidad de un material para estimular la diferenciación celular en el hueso, está ligada a la acción de las proteínas morfogenéticas del hueso (BMPs por sus siglas en ingles) [7]. Osteoconducción: Propiedad morfológica del material que brinda una estructura tridimensional que permite la invasión vascular y celular proveniente del tejido óseo vivo del receptor [4]. Una vez se incorpore el injerto en el hueso receptor, es necesario que exista la interacción de los procesos de Osteoinducción y Osteoconducción, de tal manera que el injerto sea remplazado paulatinamente por nuevo hueso, y los productos de la degradación del material del injerto sean eliminados por el metabolismo del paciente ya sea por vía respiratoria o urinaria. Es importante resaltar, durante el desarrollo de estos procesos el injerto estará sometido a las cargas estructurales que el hueso lesionado normalmente resistiría, esto implica que las propiedades mecánicas, principalmente el módulo de elasticidad y la resistencia mecánica a la compresión deben ser similares a las del hueso sano, así, si el injerto implantado tiene una resistencia mucho menor al hueso, las cargas fracturaran el injerto. Y si el injerto es más resistente que el hueso, la carga se trasmitirá a través del injerto y la tasa de resorción será mayor al proceso de producción de nuevo hueso [9].. 14.

(15) El material ideal para injertos óseos debe cumplir las siguientes propiedades que bien resalta Vadgama a continuación: [9]. •. Debe permitir la penetración de las células óseas (osteoblastos y osteoclastos) actuando como plantilla para el crecimiento de nuevo hueso en todas las dimensiones. Para esto debe tener una porosidad interconectada con poros mayores a los 100µm.. •. Debe ser un material biocompatible, cuya superficie que no genere un tejido interfaz entre el injerto y el tejido óseo receptor.. •. Permitir la proliferación de osteoblastos y estimularlos para que exista diferenciación celular.. •. Debe ser apto para el proceso de resorción y sus productos no deben ser tóxicos y de fácil eliminación por el cuerpo. Igualmente la tasa de resorción debe ser igual a la tasa de crecimiento de nuevo hueso.. •. Debe tener propiedades mecánicas similares a las del tejido óseo a regenerar, de tal manera que su resistencia mecánica sea suficiente para regenerar huesos y suplir las funciones estructurales.. •. La manufactura del material debe permitir hacer formas irregulares. Además de cumplir con las normas de esterilidad y biocompatibilidad para productos de uso clínico.. En resumen, para que un material tenga éxito como injerto óseo debe existir un balance adecuado de revascularización y osteogénesis, además de una buena respuesta mecánica del injerto bajo las cargas estructurales [7].. 3.1.2 Tipos de injertos óseos sintéticos Los injertos óseos se utilizan en la regeneración esquelética, pueden tener un origen natural o un origen sintético. Los injertos de origen natural son los Autoinjertos, Aloinjertos y Xenoinjertos principalmente, que fueron explicados en la sección anterior. Y, los injertos óseos sintéticos son las alternativas desarrollados por la Ingeniería de tejidos con la. 15.

(16) finalidad de minimizar la respuesta inmunológica y la posible transmisión de enfermedades al paciente, problemas latentes en los injertos de origen natural. Las investigaciones apuntan a materiales que cumplan con las características enunciadas por Vadgama [9] en la sección anterior, los cuales se les conoce en ingles como “scaffold”, termino que hace referencia a estructuras con porosidades interconectadas, biocompatibles y capaces de ser degradadas por el proceso de resorción.. 3.1.2.1 Materiales Cerámicos Primero los cerámicos, se sabe que el hueso está conformado por hidroxiapatita y colágeno principalmente, el primero es de naturaleza cerámica, por lo tanto, los cerámicos se destacan por su compatibilidad natural con el hueso y por sus propiedades osteoconductivas. Entre estos materiales se destacan el Sulfato de Calcio y el Fosfato de Calcio.. 3.1.2.1.1 Sulfato de Calcio Sulfato de calcio o “Yeso de París” como se le conoce comúnmente, es un material biocompatible y osteoconductor, se caracteriza por disolverse en pocas semanas después de ser implantado, esto es algo indeseable ya que el nuevo hueso no alcanza a formarse completamente, de igual manera al degradarse rápidamente el injerto pierde resistencia mecánica que inducen fracturas antes de una recuperación total del paciente [8]. Se reportó por primera vez su uso como relleno en defectos óseos en 1892, donde fue exitoso en seis de nueve pacientes [8] [11]. Igualmente, “Peltier and Jones reportaron su uso como relleno de cavidades en 26 pacientes, donde 24 curaron sin contratiempos y 2 pacientes necesitaron una intervención adicional” [8]. Actualmente en cirugías se utiliza el sulfato de calcio grado clínico, el cual en el mercado se consigue en forma de pellets.. 16.

(17) 3.1.2.1.2 Fosfato de Calcio Los fosfatos de calcio son materiales cerámicos biocompatibles y esto es gracias a que la Hidroxiapatita el componente mineral de mayor cantidad presente en lo huesos, es un fosfato de calcio. Esto, ha inducido el uso clínico de diferentes tipos de este material, los más representativos se presentan a continuación:. 3.1.2.1.2.1 Trifosfato de Calcio Tiene propiedades osteoconductoras y a diferencia del sulfato de calcio que se disuelve, este material es degradado por los osteoclastos con el proceso de resorción, de tal manera que los osteoblastos reciben señales del proceso de resorción para iniciar la producción de nuevo hueso. Esto garantiza que el nuevo hueso se produzca a una tasa semejante a la resorción del injerto [8].. 3.1.2.1.2.2 Hidroxiapatita Actualmente varios laboratorios producen Hidroxiapatita sintética para uso ortopédico, este compuesto es más cristalino que el Trifosfato de Calcio, y por lo tanto una tasa de resorción menor. Otra opción interesante para la producción de Hidroxiapatita es el uso de Corales marinos que se componen principalmente de Carbonato de Calcio, los cuales son procesados hasta obtener Hidroxiapatita a partir del Carbonato de Calcio. Este material tiene excelentes resultados clínicos, ya que mezcla las propiedades biocompatibles de la hidroxiapatita con la porosidad interconectada del coral [8]. También, para el implante metálico de cadera se utilizan recubrimientos de hidroxiapatita sintética con la finalidad de mejorar la osteointegración entre el metal y el hueso receptor, así, al estar la hidroxiapatita adherida al implante, se genera una interfaz Hidroxiapatita – Hueso receptor, lo cual inducirá el crecimiento de nuevo hueso dentro de la Hidroxiapatita sintética, y por lo tanto una mayor fuerza de sujeción del implante.. 17.

(18) 3.1.2.1.2.3 Coral Como se mencionó anteriormente el Coral además de ser biocompatible por sus componentes semejantes a la Hidroxiapatita, cuenta con una porosidad interconectada ideal para la osteoconducción, esto lo convierte en un material que sirve como sustituto óseo para la regeneración de huesos. En aplicaciones clínicas existen varios intentos con resultados exitosos tanto en animales como en humanos, que respaldan el uso ortopédico de este material [20]. Es importante resaltar, que uno de los retos de la Ingeniería de tejidos consiste en lograr producir estructuras con poros interconectados (Scaffold), y los mejores intentos no igualan la porosidad de los corales. Actualmente el gran problema de la Ingeniería de tejidos es la producción de estructuras con esa porosidad interconectada, en los mejores intentos se consiguen espumas de materiales cerámicos como vidrios bioactivos. 3.1.2.2 Materiales Poliméricos Entre los polímeros se encuentra una clasificación de materiales biológicamente compatibles que se conocen como Biopolímeros, estos ofrecen compatibilidad con medios biológicos, además se caracterizan por presentar una degradación y eliminación controlada y no tóxica. Para aplicaciones ortopédicas se destacan dos biopolímeros el Acido poliláctico (PLA) y el acido poliglicólico (PGA), de los cuales se fabrican piezas como tornillos de sujeción para el tratamiento de fracturas.. 3.1.2.2.1 Acido Poliglicolico (PGA) El acido poliglicolico es un polímero termoplástico biodegradable y el poliéster alifático más simple. En el campo biomédico es usado como material junto con sus co-polimeros en la síntesis de suturas absorbibles. Tiene aplicaciones quirúrgicas debido a que el poliglycol produce fibras fuertes y degradables dentro de monómeros solubles en agua. Al ser el PGA un material biodegradable ha sido evaluado en la ingeniería de tejidos y en el suministro de. 18.

(19) drogas controlado. Una característica importante es que su periodo de degradación es de 4 a 6 semanas una ves es implantado en el paciente [4].. 3.1.2.2.2 Acido Polilactico (PLA) El acido polilactico es obtenido de recursos renovables, es biodegradable, termoplástico y un poliéster alifatico. Tiene aplicaciones biomédicas en suturas, en el suministro de drogas y esta siendo evaluado como material para ingeniería de tejidos; puede ser empleado además en la preparación de bioplásticos [4].. 3.1.2.2.3 Colágeno Los huesos están compuestos por un 35% de materia orgánica, de la cual el 90% corresponde a Colágeno tipo I, por esto muchos intentos de usar el Colágeno como pegamento se han realizado, por ejemplo, Colágeno tipo I derivado de especies animales es producido con una estructura fibrosa que sirve para pegar proteínas, más su procedencia animal, bovina generalmente, puede inducir rechazos inmunológicas en el paciente [8]. Ahora bien, los resultados obtenidos muestran que el Colágeno solo no logra curar las lesiones, pero si se mezcla con materiales osteoconductores en partículas de polvo, como lo es el Trifosfato de Calcio o M atriz desmineralizada de hueso se logra que el Colágeno trabaje como una matriz aglomerante del polvo osteoconductor de nuevo hueso.. 19.

(20) 4. ANTEC ED ENTES. La necesidad de un material para uso ortopédico económico, que cuente con características de Osteoconducción, Osteoinducción, Biocompatibilidad y propiedades mecánicas similares al hueso humano, ha sido uno de los objetivos del Profesor Fabio Rojas en sus trabajos de investigación. Actualmente Rojas se desempeña como profesor del Departamento de Ingeniería M ecánica de la Universidad de los Andes, en el cual ha asesorado varios proyectos de grado encaminado en este tema. Seguidamente se presenta un resumen de los alcances de estos proyectos y los logros obtenidos. Inicialmente Rojas en su proyecto de doctorado, mientras estudiaba el mecanizado de hueso humano, descubrió en la viruta eliminada una fuente de materia prima. El polvo de hueso es un material natural que cumple todas las características deseadas, es osteoconductor, biocompatible y osteoinductor. Seguidamente Rojas desarrolló una metodología a través de la cual, es posible producir diferentes clases de polvo de hueso liofilizado, con la finalidad de estudiar la morfología de las particulas [1]. Ahora bien, hace falta un material adicional que sea capaz de aglomerar la mayor cantidad de polvo de hueso, de tal manera que se obtenga un material compuesto con las propiedades biológicas ideales del hueso y con una resistencia mecánica aceptable para el uso en implantologia esquelética. Este trabajo fue continuado por varios estudiantes de ingeniería mecánica en sus respectivos proyectos de grado, lo primero fue reproducir los diferentes tipos de polvos de hueso usando la metodología de Rojas, ese trabajo fue realizado por Quevedo [2] quien además fabrico muestras de una primera aproximación al compuesto Polvo de Hueso-PGA, para esta aproximación se utilizó ABS en reemplazo del PGA debido a limitaciones económicas principalmente, claro está que el ABS tiene propiedades físicas muy similares al PGA. Las probetas se fabricaron usando el proceso de polimerizado por compresión y calentamiento, y después de realizar las pruebas físicas se logró concluir que el porcentaje y el tipo de polvo de hueso influye directamente en la resistencia y la dureza del compuesto. 20.

(21) [2]. Las investigaciones continuaron en el campo de los procesos de manufactura, la primera incursión fue usando el proceso de prototipado rápido o impresión en 3D, Rodríguez logró producir los primeros implantes por este proceso de manufactura con resultados aceptables, donde se demuestra una buena capacidad de reproducir volúmenes complejos, factor común de los implantes e injertos [3]. Seguidamente, Reina trabajó en otro proceso de manufactura, la inyección de cera con polvo de hueso, nuevamente se reprodujo con éxito la metodología de Rojas para obtener polvo de hueso y se ensayaron diferentes mezclas y diferentes tipos de polvos, los resultados fueron similares a los obtenidos por otras investigaciones, la resistencia estructural del material no es la adecuada [4]. Finalmente en el último estudio publicado por Rojas [6] se cerró el ciclo de la mezcla ABS-polvo de hueso, ya que se comprobó que la resistencia estructural no es la deseada para la producción de implantes, y la hipótesis es que el ABS es un polímero que se obtienen a partir de moléculas insolubles en agua (petróleo) [6], dando como resultado la necesidad de buscar otro biomaterial para la matriz del compuesto, que tenga afinidad química con el polvo de hueso. Este proyecto presenta una alternativa de un material cerámico para ser utilizado como matriz aglomerante de polvo de hueso, y una primera aproximación a su comportamiento mecánico y biológico.. 21.

(22) 5. MATERIALES Y MÉTODOS. 5.1 Material de Refuerzo – Polvo de hueso Cortical El proceso de de producción del material de refuerzo tiene como objetivo obtener partículas de hueso cortical con una morfología particular completamente estériles. De lo anterior se identifican dos objetivos, primero garantizar una morfología definida del polvo y segundo esterilizar las partículas para la aplicación ortopédica. Así, el proceso de producción de polvo de hueso se explicará a continuación para cada objetivo. Antes de esto, se debe aclarar que se decidió trabajar con hueso cortical bovino como en los proyectos anteriores, debido a su facilidad de adquisición.. 5.1.1 Esterilidad del Polvo de Hueso Cortical La esterilidad del material es algo fundamental para la aplicación de implante o injerto óseo, y esta debe tenerse en cuenta desde el momento de la adquisición de los huesos, para esto es imprescindible huesos frescos de expendios certificados por el distrito, frescos significa máximo el día siguiente de haber sido sacrificado el animal. Una vez se cuenta con los huesos preferiblemente fémur o tibia, se procede el proceso de limpieza y secado del hueso: Limpieza: •. Se corta apropiadamente el hueso, es decir, se retiran los extremos del hueso.. •. Se retira manualmente la medula ósea, residuos de carne y tendones.. •. Se sumerge el hueso en una solución de peróxido de hidrógeno durante 48 horas.. 22.

(23) Secado •. El hueso ya limpio es sepultado en cloruro de sodio (NaCl – Sal de cocina) durante 15 días, al cabo de los cuales el hueso quedará seco, como se observa en la Figura No.5.1.. Figura No.5.1 – Fémur bovino seco en sal de cocina El proceso anterior de limpieza y secado garantiza que las grasas y otras sustancias que pueden acelerar el proceso de degradación del hueso son retiradas. Finalmente cuando el polvo de hueso es obtenido como se explica más adelante, este debe ser esterilizado con radiación iónica con una dosis de 25 krad.. 5.1.2 Mecanizado de Hueso Cortical Es común que la producción de polvo de hueso se realice utilizando un molino de bolas y un posterior tamizado para clasificar el tamaño de partícula, ese no es el caso de este proyecto. Como se nombró anteriormente, el profesor Rojas en su tesis de doctorado desarrolló una metodología novedosa para la producción de polvo de hueso cortical con técnicas de mecanizado, Rojas realizó varios ensayos de cilindrado con diferentes herramientas y parámetros de corte, con los que caracterizó diferentes tipos de viruta de. 23.

(24) hueso cortical, las que clasificó en cuatro categorías según su forma: geométrica, estriada, laminar y granular. En un material compuesto reforzado con partículas es relevante la morfología de estas en las propiedades finales del material, por eso, se decidió utilizar tres tipos de polvo de hueso con la finalidad de encontrar las características que cada uno brinda al desempeño del material compuesto. Así, se eligieron tres tipos de polvo de hueso dos granulares de diferente tamaño y uno estriado. El mecanizado se realizó en el torno IM OTURN del taller de manufactura del departamento de la Universidad de los Andes. Por supuesto mecanizar un hueso en un torno es un trabajo delicado ya que el hueso tiene superficies irregulares, es decir, no es un cilindro perfecto, por lo tanto se deben resolver dos problemas para poder hacerlo bien, montaje y corte interrumpido. Primero se debe sujetar muy bien el hueso a la copa del torno, este problema fue resuelto por C. Pérez (comunicación personal, 27 de agosto, 2007) quien diseñó un dispositivo que cuenta con un eje y dos engranajes cónicos para un agarre seguro y firme. Segundo, las superficies irregulares del hueso no permite que la herramienta de corte trabaje de manera continua, lo que equivale a cortes interrumpidos que cambian las condiciones de corte a impactos cíclicos, estos terminan fracturando el material y perdiéndose grandes cantidades de materia prima. Para este segundo problema se decidió embeber el material en un polisacárido (Dulce de menta comercial) utilizando un molde cilíndrico, de esta manera se obtiene un cilindro de corte continuo en el torno. En la figura No.5.2 se observa el hueso embebido en polisacárido (Dulce de menta Comercial) con el sistema de sujeción montado en el torno.. 24.

(25) Figura No.5.2 – Hueso bovino listo para mecanizar En la Figura No.5.3 Se observa el montaje en el torno y el sistema de recolección de viruta (polvo) que es básicamente un recipiente cilíndrico que encierra el material y cuenta con una ranura para el desplazamiento del buril. En la Figuras No.5.4 a & b, se observa el desarrollo del mecanizado, nótese las dos fases hueso-polisacárido que permite que el corte sea continuo.. Figura No.5.3 – Sistema de recolección de viruta. 25.

(26) (a). (b). Figura No.5.4 (a) (b) – Desarrollo del proceso de mecanizado de hueso Una vez terminado el proceso de mecanizado, la viruta adquirida Figura No. 5.5 es diluida en 10 litros de agua para disolver el polisacárido y separarlo del polvo de hueso cortical. Luego, el polvo se filtra y la masa húmeda de polvo de hueso Figura No.5.6 se coloca en una plancha de calentamiento a 50° hasta que quede seco. El proceso en la plancha dura aproximadamente 40 minutos para 30 gramos de polvo de hueso, en la Figura No.5.7 (a) & (b) se muestra la secuencia del proceso de secado.. 26.

(27) Figura No.5.5 – Viruta obtenida Polvo de hueso-polisacárido. Figura No.5.6 – Polvo de hueso húmedo sobre la plancha de calentamiento. Figura No.5.7 – Proceso de secado del Polvo de hueso. (a) Polvo de hueso aún húmedo. (b) Polvo de hueso seco. 27.

(28) Finalmente, el polvo de hueso es esterilizado utilizando radiación gama del reactor nuclear del Instituto Colombia de Geología y M inería INGEOM INAS. Se sabe que a radiaciones mayores a 30krad afectan las proteínas morfogenéticas presentes en el polvo de hueso [8], eliminando su característica osteoinductora, por lo tanto la esterilización se realizó a 25krad, magnitud recomendada por INGEOM INAS [8].. 5.1.3 Morfología del Polvo de Hueso Para garantizar que efectivamente el polvo de hueso que se produjo corresponde al caracterizado por la metodología de Rojas, se tomaron varias muestras de las tres calidades producidas y se observaron en el microscopio. Estas observaciones se fotografiaron y se midieron los siguientes dos parámetros utilizando el software Solid Edge V18: •. El diámetro del círculo inscrito en una partícula de polvo de hueso. •. El diámetro del círculo circunscrito en una partícula de polvo de hueso. Con los parámetros anteriores se puede calcular el Factor de Forma para cada tipo de polvo de hueso, este parámetro en los trabajos anteriores se ha utilizado para comparar corroborar la metodología de Rojas, y su ecuación es la siguiente:. Factor de Forma = (Diámetro del circulo inscrito / Diámetro del circulo circunscrito) Se tomaron treinta mediciones por cada calidad de polvo de hueso y se realizó un análisis estadístico utilizando el Software M INITAB V6.1 para comprobar la distribución de los datos.. 5.1.3.1 Polvo de Hueso Cortical Tipo 91 El tipo de polvo de hueso cortical 91 se mecanizó siguiendo la metodología de Rojas [1]. La cual, determina unos parámetros de corte y una herramienta específica a utilizar para el mecanizado.. 28.

(29) En la Figura No.5.8 (a) se observa el polvo de hueso 91 producido por Rojas [1], que se utiliza como referencia para compararlo con el polvo de hueso producido durante el desarrollo del proyecto, este último también se observa en la Figura No.5.8 (b).. (a). (b). Figura No.5.8 – (a) PH 91 Referencia producido por Rojas 30X [1], (b) PH 91 20X Una vez fueron tomadas las treinta mediciones correspondientes a los parámetros anteriormente descritos, se calculó el Factor de Forma (FF) y se calculó su promedio y su desviación estándar. El resumen comparativo entre el polvo de hueso producido y el polvo de hueso referencia se presenta en la Tabla No.5.1.. PH 91 Producido. PH 91 Referencia. 230.93. 243.84. 53.56. 79.91. Factor de forma. 0.44. 0.5. Desviación estandar FF. 0.11. 0.09. Diametro Mayor Promerio [ µm] Desviación estandar DM. Tabla No.5.1 – Comparativo PH91 producido contra PH91 referencia También se realizó un análisis estadístico para verificar la semejanza de ambas muestras de Polvo de Hueso tipo 91 (PH 91), primero se verificó la distribución de las mediciones, en el Gráfico No.5.1 se presenta el ajuste normal hecho con el software M INITAB.. 29.

(30) Posteriormente, se presenta el Gráfico No.5.2 la evidencia que no existe diferencia estadística entre las medias de las muestras de PH 91 producido y PH 91 referencia, de lo que se puede concluir que efectivamente la metodología de Rojas es reproducible. Probabi lity Pl ot of 91 Norma l 99. Me an StDe v N AD P-Va lue. 95 90. 230.9 53. 56 30 0.311 0.534. Percent. 80 70 60 50 40 30 20 10 5. 1. 100. 150. 200. 250. 300. 350. 91. Gráfico No.5.1 – Distribución normal del PH 91 producido. Boxplot of 91, 91 Re f. 450 400. Data. 350 300 250 200 150 100 91. 91 Ref.. Gráfico No.5.2 – Comparación de distribución entre el PH 91 producido y el PH 91 referencia. 30.

(31) 5.1.3.2 Polvo de Hueso Cortical Tipo 222 El tipo de polvo de hueso cortical 222 se mecanizó siguiendo la metodología de Rojas [1]. La cual, determina unos parámetros de corte y una herramienta específica a utilizar para el mecanizado. En la Figura No.5.9 (a) se observa el polvo de hueso 222 producido por Rojas [1], que se utiliza como referencia para compararlo con el polvo de hueso producido durante el desarrollo del proyecto, este último también se observa en la Figura No.5.9 (b).. (a). (b). Figura No.5.9 – (a) PH 222 Referencia producido por Rojas 30X [1], (b) PH 222 20X Una vez fueron tomadas las treinta mediciones correspondientes a los parámetros anteriormente descritos, se calculó el Factor de Forma (FF) y se calculó su promedio y su desviación estándar. El resumen comparativo entre el polvo de hueso producido y el polvo de hueso referencia se presenta en la Tabla No.5.2.. 31.

(32) Diametro Mayor Promerio [ µm] Desviación estandar DM Factor de forma Desviación estandar FF. PH 222 Producido. PH 222 Referencia. 101.68. 114.31. 39.77. 28. 0.53. 0.52. 0.1. 0.1. Tabla No.5.2 – Comparativo PH222 producido contra PH222 referencia También se realizó un análisis estadístico para verificar la semejanza de ambas muestras de Polvo de Hueso tipo 222 (PH 222), primero se verificó la distribución de las mediciones, en el Gráfico No.5.3 se presenta el ajuste normal hecho con el software M INITAB. Posteriormente, se presenta el Gráfico No.5.4 la evidencia que no existe diferencia estadística entre las medias de las muestras de PH 222 producido y PH 222 referencia, de lo que se puede concluir que efectivamente la metodología de Rojas es reproducible.. Probability Plot of 222 Normal 99. Mean StDev N AD P-Value. 95 90. 101.7 39.77 30 1.633 <0.005. Perce nt. 80 70 60 50 40 30 20 10 5. 1. 0. 50. 100 222. 150. 200. Gráfico No.5.3 – Distribución normal del PH 222 producido. 32.

(33) Boxplot of 222, 222 Ref. 200 175. Data. 150 125 100 75 50 222. 222 Ref.. Gráfico No.5.4 – Comparación de distribución entre el PH 222 producido y el PH 222 referencia. 5.1.3.3 Polvo de Hueso Cortical Tipo 1000 Finalmente, se mecanizó un tipo de polvo de hueso de mayor tamaño a los anteriores, con unos parámetros de corte diferentes. Este tipo de hueso no se encuentra en la metodología de Rojas por tanto se le asigno el número 1000 como referencia. En la Figura No.5.10 se observa el polvo de hueso 1000 producido, nótese una geometría igualmente granular semejante al tipo de polvo 91, más con parámetros mayores, es decir, gránulos de mayor tamaño.. Figura No.5.10 – PH 1000 20X. 33.

(34) Una vez fueron tomadas las treinta mediciones correspondientes a los parámetros anteriormente descritos, se calculó el Factor de Forma (FF) y se calculó su promedio y su desviación estándar. El resumen comparativo se presenta en la Tabla No.5.3.. PH 1000 Producido Diametro Mayor Promerio [µ m]. 664.21. Desviación estandar DM. 166.62. Factor de forma. 0.49. Desviación estandar FF. 0.07. Tabla No.5.3 – PH 1000 También se realizó un análisis estadístico para verificar la distribución de las mediciones, en el Gráfico No.5.5 se presenta el ajuste normal hecho con el software M INITAB. Probability Plot of 1000 Normal 99. 95 90. Mean. 664.2. StDev N AD P-Value. 166.6 20 0.755 0.041. 80. Percent. 70 60 50 40 30 20 10 5. 1. 200. 300. 400. 500. 600 700 100 0. 800. 900. 1000. 1100. Gráfico No.5.5 – Distribución normal del PH 1000 producido Es importante aclarar, que la idea de producir otro tipo de polvo de hueso de mayor tamaño diferente a los estandarizados por Rojas, nace de la necesidad de verificar en las pruebas mecánicas la influencia del tamaño de las partículas en los resultados.. 34.

(35) 5.2 Matriz Aglutinante – Sulfato de Calcio Finalmente después de una larga investigación se decidió utilizar como matriz aglutinante de polvo de hueso cortical al Sulfato de Calcio, este es punto el más importante del presente proyecto. Después de estudiar los diferentes materiales cerámicos, adhesivos titulares, vidrios bioactivos y polímeros biocompatibles, se presenta a continuación la justificación de la elección del sulfato de Calcio: •. Primero se deben tener en cuenta las recomendaciones de los trabajos anteriores que son intentos no exitosos de conseguir un material para la matriz. En el trabajo de Rojas [6] se presenta en el compuesto ABS-PH, este compuesto presenta bajas propiedades mecánicas por la presencia de dos fases, y la hipótesis planteada es la no existencia de una compatibilidad entre el polvo de hueso y el polímero. Por lo tanto, se opto por seleccionar un cerámico que garantice afinidad entre el polvo de hueso cerámico y una matriz de la misma naturaleza.. •. Segundo, Rojas [1] también recomienda que para que el polvo de hueso no pierda su propiedad osteoinductora, este no debe someterse a temperaturas mayores a 40°C, ya que un sobre calentamiento destruye las proteínas morfogenéticas del hueso. Esto excluye todos los materiales que se sinterizan o curan a elevadas temperaturas como lo son la Hidroxiapatita sintética, el Trifosfato de Calcio y los vidrios bioactivos. En cambio, el Sulfato de Calcio al reaccionar con el agua genera unos cristales que fraguan a temperatura ambiente, aunque la reacción es exotérmica el calor liberado no es suficiente para elevar la temperatura y afectar el polvo de hueso.. •. Tercero, el Sulfato de Calcio tiene antecedentes de más de 100 años en la aplicación ortopédica con buenos resultados. Este material se destaca ser biocompatible, bioabsorbible y osteoconductor [8]. Además, entre los materiales cerámicos se ha demostrado que el Sulfato de Calcio no produce una reacción inmunológica en el paciente ni existe una toxicidad sistemática [8].. •. Cuarto, el Sulfato de Calcio es un material económico, fácil de producir y con gran versatilidad para reproducir geometrías complejas.. 35.

(36) •. Quinto, el sulfato de Calcio por su naturaleza cerámica tiene una buena resistencia a la compresión, teóricamente 97M Pa.. 5.2.1 Características Generales El sulfato de Calcio CaSO4 es un mineral que comúnmente se le conoce como Yeso, se utiliza principalmente en la albañilería como recubrimiento de paredes, guarnecidos y enlucidos. En la naturaleza se encuentra grandes canteras y a la roca que se extrae se le conoce como “aljez” que corresponde a Sulfato de Calcio hidratado con dos moles de agua. (CaSO4 ⋅ 2H 2 O). o Sulfato de Calcio dihidratado. Comercialmente se consigue Sulfato de. (. ). Calcio pulverizado e hidratado con media mol de agua CaSO4 ⋅ 12 H 2 O , este Sulfato de Calcio hemihidratado se produce calcinando y moliendo el Sulfato de Calcio dihidratado en grandes molinos entre 110-130°C de temperatura. El procedimiento para trabajar el Yeso comercial consiste en mezclar el polvo con una cantidad de agua, para revertir la reacción de secado hidratando el Sulfato de Calcio. Anusavice resume en cuatro pasos la teoría de la reacción de fraguado del yeso:. 1. Cuando el hemihidrato se mezcla con agua se forma una suspensión fluida y fácil de manipular. 2. El hemihidrato se disuelve hasta formar una solución saturada. 3. Esta solución saturada del hemihidrato, sobresaturada en el caso del dihidrato, hace que este último se precipite. 4. A medida que el dihidrato precipita, la solución ya no está saturada con el hemihidrato, de modo que este continúa disolviéndose. La disolución del hemihidrato y la precipitación del dihidrato prosiguen con la formación de nuevos cristales o el crecimiento de los ya presentes. La reacción es continua y se repite hasta que ya no precipita más dihidrato [13].. 36.

(37) La mezcla fragua en promedio en veinte minutos según el tipo de Sulfato de Calcio, este material fraguado es sólido y fuerte, claro está, que la máxima resistencia se obtendrá después de 48 horas. Anusavice [13] presenta las ecuaciones dos ecuaciones importantes. Primera, la calcinación del Sulfato de Calcio (1). Esta reacción consiste en eliminar el agua de cristalización, idealmente se debe convertir todo el dihidratado en hemihidratado, pero la realidad es que también se forma Anhidrita hexagonal (CaSO4 ) y menos frecuente ortorrómbica. Segunda, la reacción de fraguado ecuación (2), que muestra que no todo el hemihidratado se cristaliza en dihidratado. 130°C ⎯−⎯ ⎯→ CaSO4 ⋅ 12 H 2 O (1) CaSO4 ⋅ 2H 2 O ⎯110. (2) (CaSO4 )2 ⋅ H 2 O + 3H 2 O → CaSO4 ⋅ 2 H 2 O + CaSO4 ⋅ 12 H 2 O(sin − reaccionar) + calor Según la técnica de calcinación del Sulfato de Calcio dihidratado se obtienen dos tipos de hemihidratado: Hemihidratado α y hemihidratado β. Su diferencia no se debe a la existencia de dos fases diferentes, sino a morfologías y estructuras atómicas diferentes. Anusavice explica claramente las diferencias: “La forma β está formada por grandes partículas de cristal ortorrómbico de formas irregulares con poros capilares, mientras que la forma α se compone de partículas cristalinas regulares más pequeñas en forma de cilindros o prismas” [13]. Estas partículas α más compactas requieren menos agua para fraguar que la forma β, esto influye dramáticamente en las propiedades mecánicas, por ejemplo, el hemihidrato β alcanza una resistencia a la compresión máxima de 20M Pa, en cambio el hemihidrato α resiste esfuerzos máximos hasta 60M Pa en promedio [13]. Esto se debe a que el hemihidratado β cuando fragua se convierte entre un 60 y 90% en dihidratado, y en el caso del hemihidratado α únicamente se convierte menos del 50% en dihidratado. Por lo tanto, a una mayor cantidad de dihidratado en el sólido final, las propiedades mecánicas serán menores.. 37.

(38) 5.2.2 Características Ortopédicas Con base en las propiedades que debe cumplir un material para ser un sustituto de injertos de hueso explicadas en el capitulo tres, se presenta a continuación las características que cumple el Sulfato de Calcio. 1. El Sulfato de Calcio es un material Biocompatible, es decir, este biomaterial es aceptado biológicamente por el paciente, ya que existe una interacción entre el material y los tejidos en contacto. Por lo tanto, no presenta una respuesta inflamatoria aguda o crónica durante su implantación e incorporación en el paciente, y carece de efectos tóxicos sobre los tejidos [4]. 2. Bioabsorbible, el Sulfato de Calcio se degrada en componentes de menor peso molecular, que son eliminados por el metabolismo del organismo [4]. 3. Osteoconductor, el Sulfato de Calcio guía el crecimiento óseo ya que permite la invasión vascular y la penetración de osteoblastos que inician el proceso de formación de nuevo hueso [4]. Es importante resaltar que el Sulfato de calcio no es eliminado por el proceso de resorción de los osteoclastos [8]. Esto significa una desventaja en este material, ya que los osteoclastos cuando degradan hueso o un biomaterial envían señales a los osteoblastos para que inicien el proceso de formación de nuevo hueso, lo cual, no ocurre con el Sulfato de Calcio. Claro está que la presencia de polvo de hueso en el sulfato de calcio, que es la propuesta de este proyecto, resolvería el problema, puesto que las partículas de polvo de hueso si son procesadas por los osteoclastos. Otro problema del sulfato de calcio es que se disuelve en el organismo en pocas semanas, por lo tanto, la tasa de crecimiento de nuevo hueso será menor a la tasa de absorción del biomaterial, esto no permitirá una regeneración completa del hueso. Nuevamente se espera que al introducir polvo de hueso en la matriz de sulfato de Calcio, esta tasa de absorción sea menor, esta hipótesis se argumenta en varios artículos de Urban, Turner, Gitelis y Hall. Primero ellos utilizaron sulfato de calcio como relleno de defectos óseos en caninos con. 38.

(39) resultados exitosos [14], después optaron por agregar partículas de Fosfato de Calcio a una matriz de Sulfato de Calcio con la finalidad de modificar la tasa de absorción para que fuese más lenta, y en las pruebas nuevamente en caninos los resultados comprobaron la hipótesis [15]. En todos los casos el biomaterial fue asimilado sin presentar toxicidad crónica [14], [15], pero en los defectos tratados con el compuesto fosfato de calcio – sulfato de calcio, el nuevo hueso formado fue más resistente que los defectos tratados con sulfato de calcio únicamente [15].. 5.2.3 Sulfato de Calcio utilizado en el proyecto Para la producción de las probetas para ensayos mecánicos se seleccionó el sulfato de calcio hemihidratado α que comercializa la empresa WHIP M IX con referencia Jade Stone, que corresponde a un yeso Tipo V, su ficha técnica se encuentra en el Anexo D. Para la producción de las probetas para la prueba biológica de citotoxicidad se seleccionó el sulfato de calcio dihidratado que produce y comercializa M ERCK, la ficha técnica del producto se puede consultar en el Anexo E.. 5.3 Caracterización del Material SCPH Continuando con el orden lógico de los puntos expuestos anteriormente, es importante recordar que el objetivo principal es proponer un material compuesto que sirva como sustituto de injertos óseos. Primero se abordó una bibliografía para fijar las características que debe cumplir el material y se realizó una evaluación de las posibles alternativas de materiales que podrían ser utilizadas. Segundo, con base en las experiencias de los proyectos anteriores se diseño un material que esta compuesto por una matriz de sulfato de calcio que aglutina polvo de hueso, el cual se llamará SCPH por sus siglas. Por lo tanto, en este punto del proyecto era necesario conocer la proporción de cada material que maximizan las propiedades mecánicas y realizar una prueba biológica de toxicidad que corrobore la literatura. Para las propiedades mecánicas se realizaron ensayos estandarizados de porosidad, dureza, resistencia a la compresión y resistencia a la flexión en tres puntos, y. 39.

(40) para las propiedades biológicas se realizó una prueba de toxicidad en células. De esta manera, los resultados obtenidos brindan un primer acercamiento al comportamiento mecánico y biológico del material diseñado, permitiendo observar las ventajas y desventajas de este nuevo material.. 5.3.1 Diseño del Experimento Para el diseño del material se tienen dos elementos principales, el sulfato de calcio que funciona como matriz del material compuesto y polvo de hueso que es el material aglutinado por la matriz. Para poder ser mezclados estos dos materiales se debe conocer dos cosas, la proporción de cada material en la mezcla y El tipo de polvo de hueso que permita al material compuesto tener propiedades mecánicas similares al hueso cortical humano. De esta manera se opta por un experimento de Análisis de varianza ANOVA, que es una técnica estadística ampliamente utilizada, que permite analizar datos provenientes de un experimento aleatorio comparativo. Para el presente caso, se define un experimento ANOVA de dos factores con niveles fijos. El protocolo del experimento aleatorio se observa en la Tabla No.5.4 en la cual, muestra en las columnas el primer Factor (Porcentaje en Peso de Polvo de Hueso), para el cual se fijaron cuatro niveles (10, 20, 30 & 40% en peso), el segundo factor aparece en las filas y sus niveles que son los tres tipos de polvo de hueso que se mecanizaron (91, 222 & 1000). Las letras corresponden al orden en que se llevo a cabo la fabricación de las probetas para cada tratamiento.. Tipo de polvo de hueso. 91 222 1000. Porcentaje en Peso de Polvo de Hueso 10% 20% 30% 40% H E B K G D C J A P I F. Tabla No.5.4 – Resumen de la experimentación. 40.

(41) 5.3.2 Propiedades mecánicas. 5.3.2.1 Ensayo de Porosidad Aparente La porosidad aparente corresponde al porcentaje del volumen total de la muestra de poros interconectados, y esta se mide utilizando la siguiente ecuación:. Porosidad − aparente =. Ww − Wd Ww − Ws. Donde: Ww = Peso mojado de la probeta Wd = Peso seco de la probeta Ws = Peso suspendido en disolvente de la probeta El procedimiento para hacer las mediciones consiste en tomar una probeta igual a las del ensayo de compresión para cada tratamiento, y utilizando una balanza pesar cada probeta Wd , seguidamente se sumerge la probeta en un disolvente durante una hora y se pesa suspendido con ayuda de un alambre de peso conocido Ws , finalmente, se pesa la probeta totalmente mojada inmediatamente después de ser retirada del recipiente con disolvente Ww . La importancia de conocer la porosidad aparente del material consisten en verificar si el material SCPH es osteoconductor, ya que a través de los poros interconectados la sangre puede inundar todo el implante, y los osteoblastos y osteoclastos pueden iniciar los procesos de producción de nuevo hueso y de resorción del material SCPH, respectivamente.. 5.3.2.2 Ensayo de Dureza El ensayo de dureza mide la resistencia de la superficie del material SCPH a la penetración por un objeto duro [16], existen diferentes tipos de dureza, y el método que se utilizó para. 41.

(42) este proyecto fue Dureza Shore D y su procedimiento está estandarizado bajo la norma ASTM D2240 “Standard Test M ethod for Rubber Property – Durometer hardness”. La Dureza Shore es utilizada en materiales poliméricos duros como elastómeros o materiales celulares como la madera y el cuero, sin embargo el material SCPH es de naturaleza cerámica y se decidió trabajar con dureza Shore para poder comparar los resultados con los materiales trabajados en proyectos de grado anteriores. El ensayo se realizó con el durómetro Shore D del laboratorio de Propiedades M ecánicas y Estructura de los M ateriales (CIPEMM) del Centro de Innovación y Desarrollo Tecnológico (CITEC) de la Universidad de los Andes. La toma de datos fue totalmente aleatoria y se realizaron cuatro mediciones por cada tratamiento. Inicialmente se empleó la escala A mas se obtuvieron valores superiores a 90, así que siguiendo la norma se cambió a la escala D, que es la escala de mayor dureza Shore.. 5.3.2.3 Ensayo de flexión en tres puntos En materiales frágiles es usual realizar ensayos de flexión en ves de ensayos de tensión, ese es el caso del material SCPH donde su naturaleza cerámica lo hace muy frágil. Por esta razón, se realizó el ensayo de flexión en tres puntos estandarizado en la norma ASTM D790 “Standard Test M ethod for Flexural Properties of Unreinforced and Reinforced Plastics and Electrical Insulating M aterials”. El ensayo se realizó en la maquina universal de ensayos INSTRON 3360 del laboratorio de Ingeniería de la Universidad Autónoma de Occidente que se observa en la Figura No.5.11.. 42.

(43) Figura No.5.11 – M aquina Universal de Ensayos INSTRON 3360 En la Figura No. 5.12 se presenta el plano de las probetas utilizadas, ortoedro con las siguientes dimensiones 14x10x64mm en promedio. La maquina universal de ensayos se ajustó a una velocidad de 0.4 mm/min calculada según la norma, y la distancia entre puntos de apoyo fue de 40mm, el montaje se observa en la Figura No.5.13.. Figura No.512 – Plano probetas flexión en tres puntos, unidades en mm.. 43.

(44) Figura No.5.13 – Ensayo flexión en tres puntos Este ensayo permite calcular la Resistencia a la flexión con la siguiente ecuación:. R.F . =. 3FL 2wh 2. [16]. Donde: F = Carga de ruptura L = Distancia entre puntos de apoyo. 40mm. w = Ancho de la probeta h = Altura de la probeta También se puede calcular el M ódulo en flexión así: M .F . =. 3. FL 4wh 3 δ. [16]. Donde: F = Carga de ruptura L = Distancia entre puntos de apoyo. 40mm. w = Ancho de la probeta h = Altura de la probeta. δ = Es la deflexión de la viga para la fuerza F. 44.

(45) 5.3.2.4 Ensayo de Compresión El ensayo a compresión permite medir la resistencia y el módulo de compresión del material SCPH, esta propiedad es bástate significativa para el uso ortopédico, ya que generalmente los injertos óseos trabajan a compresión. El ensayo se realizó siguiendo la norma ASTM D695 “Standard Test M ethod for Compressive Properties of Rigid Plastics”, la maquina universal de ensayos nuevamente corresponde a la utilizada en el ensayo de flexión en tres puntos, INSTRON 3360 del laboratorio de Ingeniería de la Universidad Autónoma de Occidente. Las probetas utilizadas corresponden a cilindros con un diámetro de 12.7mm y una altura de 25.4mm, y la velocidad de la maquina universal fue de 1.3mm/min. En la Figura No.5.14 se observa el montaje del ensayo. La máquina IN STRON 3360 cuenta con el software Serie IX/s, que calcula la Resistencia a la Compresión y el M ódulo de Compresión.. Figura No.5.14 – Ensayo compresión. 45.

(46) 5.3.3 Fabricación de la Probetas. 5.3.3.1 Materiales y Elementos Los elementos utilizados para la fabricación de las probetas se observan en la Figura No.5.15, y la lista es la siguiente: •. Pesa Digital. •. Cronómetro. •. M olde probetas de flexión. •. Compactador para probetas de flexión. •. M olde probetas de compresión. •. Compactador para probetas de compresión. •. Termómetro. •. Espátula. •. Recipiente elástico. •. Bureta de 20ml. •. M ateriales: Sulfato de Calcio, Polvo de hueso y Agua Destilada.. Figura No.5.15 Elementos para la fabricación de probet as. 5.3.3.2 Procedimiento Primero, se fijan los dos factores principales (porcentaje en peso de PH y tipo de PH) utilizando la Tabla No.5.4 y se calculan los gramos de polvo de hueso y de sulfato de calcio a ser mezclados, donde la suma total del peso de ambos componentes debe ser 50g. También, se calcula la cantidad de agua que se debe adicionar a la mezcla con base en la relación sugerida del fabricante WHIP M IX del sulfato de calcio: Por 100g de Sulfato de Calcio se adiciona 22ml de A gua destilada Anexo D.. 46.

(47) Segundo, utilizando una espátula se mezcla en forma circular durante 1 minutos el polvo de hueso y el sulfato de calcio. Seguidamente, se adicional la cantidad de agua destilada calculada para la mezcla y nuevamente se mezcla durante 1 minuto con la espátula. Tercero, se vierte la mezcla en los moldes de las probetas en dos capas y por cada capa se compacta con cuatro golpes semejantes. Por cada colada de 50g se obtienen cuatro probetas de compresión (una para la prueba de porosidad y tres para el ensayo de compresión) y dos probetas de flexión en tres puntos (una para el ensayo de dureza y otra para el ensayo de flexión en tres puntos). Cuarto, se deja fraguar en el molde durante las primeras 24 horas y posteriormente se desmoldan las probetas y se dejan fraguar otras 48 horas adicionales. El proceso de desmolde es delicado ya que las probetas se pueden fracturar. Algunas probetas de compresión se observan en la Figura No.16 y las probetas de flexión en tres puntos se observan en la Figura No.17.. Figura No.5.16. Figura No.5.17. Probetas de compresión. Probetas de flexión en tres puntos. 47.

(48) 5.3.4 Prueba Biológica Un biomaterial para aplicación ortopédica debe cumplir con un conjunto de pruebas estandarizadas por la U.S. Pharmacopea, antes de poder ser aplicado clínicamente en humanos. Estas pruebas son: •. Citotoxicidad. •. Genotoxicidad. •. Sensibilidad. •. Implantación. •. Irritación o reacción intracutánea. •. Toxicidad crónica. •. Toxicidad sistémica. •. Cancerogenética. •. Toxicidad subcrónica. •. Biodegradación. El alcance de este proyecto es realizar la primera prueba, citotoxicidad, ya que esta prueba permite descartar si el material es o no tóxico antes de continuar con los siguientes ensayos. La prueba de citotoxicidad consiste en poner en contacto directo el material a evaluar con células, y medir la viabilidad de la población celular al cabo de un tiempo determinado. El criterio para definir si el material es tóxico, consiste en que no sobrevivan más del 50% de la población celular inicial.. 5.3.4.1 Parámetros del Ensayo - Se utilizaron fibroblastos de hámster, ya que son células de tejido conjuntivo mamífero, las cuales, son el tipo de células que rodearan el material una vez sea implantado en un organismo. - El tiempo de exposición de las células al material es de 72 horas. Y se realizaron cuatro réplicas por cada tratamiento. - Las probetas que se utilizaron para esta prueba fueron esterilizadas con 25krad. radiación gama. Además, el sulfato de calcio que se utilizó para fabricarlas fue grado reactivo, y el tipo de polvo de hueso fue 222 en una proporción del 40% en peso.. 48.

(49) 5.3.4.2 Procedimiento Primero, para colocar el material en contacto con las células, se toma una muestra esterilizada y se pulveriza para ser diluida en agua destilada en las siguientes concentraciones: 0.05, 0.1, 0.2, 0.5, 1 y 2mg/mL. Segundo, en una caja de petri se colocan cantidades iguales de fibroblastos de hámster en 26 pozos distribuidos así: 4 pozos para cada tratamiento, y 2 pozos para control. Tercero, se retira el medio de todos los pozos y se agrega la solución de agua y SCPH para cada tratamiento por 72 horas. Cuarto, se retira la solución de agua y SCPH, y utilizando los controles, se calcula el porcentaje de células vivas en cada pozo por fotometría.. 5.4 Manufactura de un implante La manufactura del implante se realizó de la siguiente manera, primero se definió el implante a fabricar, segundo se realizaron dos intentos de fabricación con dos procesos diferentes de manufactura del cual se seleccionó el más efectivo, y tercero, se caracterizó geométricamente los implantes fabricados.. 5.4.1 Selección del Implante y el proceso Primero se definió el tipo de implante a fabricar. El criterio para su selección fue que el implante debía contar con una geometría difícil con la finalidad de probar el material en sus límites de manufactura. Ahora bien, es común en ortopedia el uso de tornillos como elementos de sujeción, los cuales, tienen una rosca estandarizada con una geometría precisa del filete. En la Figura No.5.18 se observa el filete ampliado de una rosca para uso ortopédico. Inicialmente se pensó fabricar la rosca por mecanizado en un torno, algo que fue imposible de hacer, ya que el material SCPH que es poroso por necesidades de la. 49.

(50) aplicación, es demasiado frágil para ser mecanizado con las técnicas convencionales. Ahora bien, Reina en su proyecto de grado fabricó un molde de caucho rosado siliconado para la inyección de tres tornillos ortopédicos diferentes, el molde se muestra en la figura No.5.19 [4]. Por lo tanto, al contar con un molde listo para tornillos se decidió utilizarlo.. Figura No.5.18 – Rosca estándar para tornillos ortopédicos ISO5835 [18].. Figura No.5.19 – M olde de inyección de Tornillos [4]. La proporción y el tipo de polvo de hueso que se seleccionó para la fabricación de los implantes fue: 20% en peso de polvo de hueso que equivale al 52.5% en volumen y el. 50.

(51) polvo de hueso tipo 222. Cuando se realizó la fabricación de las piezas solo se contaba con los resultados de dureza y porosidad aparente del experimento que más adelante se aborda, por lo tanto, con base en esos resultados se seleccionaron los parámetros.. 5.4.2 Proceso de manufactura El procedimiento de fabricación fue el siguiente: 1. Se fabricó la mezcla igual como se preparó cada mezcla para cada tratamiento. 2. Ya que la pasta es altamente viscosa, no pudo ser inyectada en el molde, en cambio, se colocó el material usando una espátula con el molde abierto, posteriormente se compactó el material y se cerró el molde. Figura No.5.20. 3. Finalmente ejerció una presión en el molde utilizando una prensa como se muestra en la Figura No.5.21, y se dejo hay durante 72 horas. Al cabo de ese tiempo se desmoldaron las piezas fabricadas.. Figura No.5.20 M olde cerrado. Figura No.5.21 M olde en la prensa. 5.4.3 Implantes fabricados El molde de Reina reproduce las piezas que se observan en la figura No.5.22. Estos tres tornillos ortopédicos estandarizados son fabricados en acero inoxidable y presentan diámetros y longitudes diferentes.. 51.

(52) A. B C. Figura No.5.22 – Tornillo ortopédico de Acero Inoxidable [4] Los tonillos fabricados de SCPH se presentan en la Figura No.5.23 & 5.24. Se observa que el material SCPH logró reproducir la geometría de la rosca con buena fidelidad, esto permite concluir que este material es apto para la fabricación de objetos con geometrías difíciles. Como defectos del proceso se observan dos cosas, primero en las piezas se presenta rebaba en la línea de partición del molde, por lo que se necesita un proceso adicional para retirar la rebaba. Segundo, el diámetro de los tornillos presenta una leve deformación elíptica cuyos focos se encuentran a lo largo de la línea de partición del molde, de esto se deduce que una fuerza de cierre exagerada en la prensa, deformó la circunferencia del diámetro en una elipse. Claro que este problema se resuelve al cambiar el molde actual por un molde rígido.. 52.

(53) Figura No.5.23 – Tornillo A de SCPH. Figura No.5.24 – Tornillo B de SCPH. 5.4.4 Calidad de Fabricación La Organización Internacional para la Estandarización ISO cuanta con un método para la aplicación de tolerancias dimensionales en la fabricación de piezas, que permite conocer el nivel de precisión con que ha sido fabricada una pieza, además, sugiere unos índices de tolerancias que debe cumplir una pieza según la aplicación. La Tabla No.5.5 presenta las tolerancias para todas las piezas clasificadas según su diámetro nominal. Las calidades IT01 & IT0 corresponden a piezas de ultra precisión, IT1 a IT3 son para piezas patrón, IT3 a IT11 corresponden a piezas destinadas a ajustar y finalmente IT12 a IT16 son piezas que no han de ajustar [19]. 53.

(54) Tabla No.5.5 – Índices de tolerancias ISO [19]. 54.

(55) Se calcularon los índices de fabricación para cada tornillo producido con SCPH y los resultados se presentan en la tabla No.5.6.. TORNILLOS DE SCPH Tornillo. Rosca estándar. Diámetro [mm]. Diámetro Nominal [mm]. Rango de mediciones del diametro [mm]. Tolerancia estándar [mm]. Calidad de Fabricación. A B C. HA 2.7 HA 3.5 HA 4.5. 2.657 3.377 4.552. 2.7 3.5 4.5. 50 80 130. 60 120 180. IT11 IT12 IT13. Tabla No.5.6 – Calidad de Fabricación de los tornillos de SCPH Los tonillos de acero inoxidable se fabrican con una calidad IT9 ya que cumplen una función de ajuste. Con base en esto, se puede concluir que los tonillos fabricados en SCPH están marginalmente fuera de la calidad de fabricación que deben cumplir. Igualmente, esto se puede resolver utilizando un molde rígido como se explicó anteriormente, para garantizar la geometría circular del tornillo.. 55.

(56) 6. RES ULTADOS Y ANÁLIS IS DE LAS PRUEBAS. 6.1 Resultado de los Ensayos Mecánicos. 6.1.1 Resultado del ensayo de Porosidad Aparente En la Tabla No.6.1 se presentan los resultados de la porosidad aparente para cada tratamiento. Las columnas corresponden a las proporciones en peso de polvo de hueso de la mezcla SCPH. Ya que se cuenta con la densidad aparente del polvo de Sulfato de Calcio y para cada tipo de polvo de hueso, se realizó la conversión de porcentaje en peso a porcentaje en volumen y cada valor correspondiente también se registra en las columnas. Y las filas corresponden a los tres tipos del polvo de hueso.. Porosidad aparente [%]. Porcentaje en Peso de PH / Porcentaje en Volumen de PH 10%p / 33%v. 20%p / 52.5%v. 30%p / 65.5%v. 40%p / 75%v. 91. 6.06. 12.77. 16.53. 22.22. 222. 9.17. 13.95. 19.35. 26.32. 1000. 8.16. 11.15. 18.52. 18.4. Tipo de polvo de hueso. Tabla No.6.1 – Porosidad aparente para cada tratamiento. 6.1.1.1 ANOVA Utilizado el software estadístico M INITAB V15 se realizó un análisis de varianza ANOVA de dos vías con dos factores fijos para la porosidad aparente. Los factores son: Factor No.1 = Porcentaje en Peso de Polvo de Hueso, con niveles: 10, 20, 30 & 40. Factor No.2 = Tipo de Polvo de Hueso, con niveles: 91, 222 & 1000.. 56.