2 5 JUN 2010

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2 5 JUN 2010

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INGENIERO BIOMÉDICO

Asesor: Dr. Zygmunt Haduch Suski

San Pedro Garza Garcfa Nuevo León, Mayo de 2010

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UNIVERSIDAD DE MONTERREY

DIVISIÓN DE CIENCIAS DE LA SALUD

Evaluación de Métodos de Fundición para Obtener de Superficies Bio-activas

Proyecto de Evaluación Final Que presenta:

FERNANDONORO~APEDROZA

A TÍTULO DE:

INGENIERO BIOMÉDICO

Asesor: Dr. Zygmunt Haduch Suski

San Pedro Garza García Nuevo León, Mayo de 2010

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..

A quien lo lea.

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D - edicatoria

A Silvia, Fernando, Andrea y Daniel, piezas clave en mi formación como ser humano; este trabajo es fruto de su esfuerzo y trabajo como madre, padre, hermana y hermano a lo largo de mis primeros 24 años de vida.

Y también, a todas las personas que hicieron esto posible; mis amigos, que sin ellos hubiese podido acabar este documento un año antes pero no hubiera sido tal y tan enriquecedora mi experiencia universitaria, mis profesores- todos- y asesores- Zygmunt y Marco - que se dedicaron a formarme académica pero también humanamente; y a mi familia - abuelos, primos, tíos, sobrinos y ahijados - por un soporte y entendimiento incondicional.

Prólogo

Los problemas de los biomateriales y de la biotecnología son relativamente nuevos y esperan un gran desarrollo en México. Esta necesidad esta estimulada por muchas demandas de implantes de varios tipos. Por otro lado se abren nuevas posibilidades de aplicación de materiales nuevos como polímeros, materiales compuestos, cer-metales y nano-materiales. Estos pueden sustituir los biomateriales tradicionales sin embargo requieren muchas investigaciones de sus propiedades, bioaceptabilidad, y el cómo elaborar las tecnologías de fabricación de implantes usando los materiales nuevos.

El trabajo presentado responde a los problemas antes mencionados. Es una prueba de la elaboración de tecnología propia de fundición de implantes especialmente las prótesis de cadera con superficies bioactivas. La tendencia nueva de las técnicas de implantación es formar los implantes con la superficie porosa a la cual el hueso acepta más fácil, un proceso llamado osteointergación. El enlace de este tipo, es más fuerte y más seguro que ajuste con cemento.

Para las pruebas, el autor de la tesis selecciono el método de fundición llamado "a cera perdida" en donde, ha preparado modelos de cera perforados para hacer folículos. Así mismo preparo los moldes cerámicos para fundición de las muestras.

Cuando se solidifica el metal se rompe el molde cerámico para sacar las piezas fundidas.

Se cortaron las muestras fundidas de tal manera que fuera posible investigar los folículos;

su forma y medir las dimensiones.

Como material de prueba se uso aluminio. No es el mejor material a usar para investigar esta ya que una aleación real para implantes hubiera sido mejor, por ejemplo: aleaciones en base a cobalto o en base a titanio. Las propiedades tecnológicas del aluminio específicamente la fundibilidad es distinta de las propiedades de los biomateriales (Co-Cr- Mo, Ti-6Al-4V).

Sin embargo la metodología de investigaciones elaborada y aplicada a por el autor, sirve para desarrollar el tema tecnológico de fabricación de implantes con superficies bioactivas aplicando nuevos materiales tanto para implantes como para la capa bioactiva. Y marca así un antecedente en la fabricación de folículos para prótesis.

Las novedades en este tipo de implantes están basadas en materiales más ligeros con la densidad más cercana a la densidad del hueso pero con recubrimientos de capas porosas bioactivas.

Es necesario investigar materiales nuevos y como elaborar las técnicas de recubrimientos.

Estos problemas pueden ser temas de diferentes proyectos.

Dr. Zygmunt Haduch Suski

Asesor del Proyecto

,

In dice

Prólogo iv

Introducción viii

Antecedentes de proyecto _xi

CAPÍTULO I - Biomateriales 1

1- 1 ¿Qué son?

1- 2 ¿Cuál es su utilización actual y su futura? 3

1-2.1 A futuro 4

1 - 3 Tipos de biomateriales 5

1-4 ASTM F75- Aleación de Cobalto Cromo 7

1 - 5 Acero Inoxidable 316L 9

1- 5 Solidificación AISI 316L- Acero inoxidable 11

CAPÍTULO 11- Superficies de Biomateriales 14

11 - 1 Características principales de las superficies de biomateriales 14

11 - 2 Caracterización y diseño de superficies 17

CAPÍTULO Ill -Métodos de Fundición 19

III - 1 Fundición por cera perdida (Investment Casting) 19

Ill - 2 Moldeo por método Shell (Mold Casting) 24

lll - 3 Fundición al vacio 25

Ill - 4 Comparación de métodos de fundición 26

CAPÍTULO IV- Métodos de Recubrimientos en Superficies 27

IV - 1 Bio-cerámicos 27

IV- 2 Superficies Bioactivas 29

IV - 3 Métodos actuales de recubrimientos 31

CAPÍTULO V- Desarrollo del Molde Cerámico 39

V - 1 Método de fundición a cera perdida (Investment Casting) 39

V - 1.1 Cera 41

V - 2 Creación de árbol para vaciado y sinterización de moldes 45 V- 2.1 Características del liquido cerámico (slurry) 46 V- 2.2 Procedimiento para el recubrimiento cerámico 48

V - 2.3 Viscosidad 49

CAPÍTULO VI -Procesos para el Diseño de Colada, Fusión y Vaciado 50

VI- 1 Variables del sistema de simulación 50

VI - 2 Fusión y vaciado 52

CAPÍTULO VII- Evaluación de Probetas 54

VII - 1 Obtención de probetas muestra 54

VII- 2 Formación folicular 55

VII- 3 Discusión de resultados 57

CAPÍTULO VIII - Planteamiento para la Evaluación Biológica 59

VIII - 1 Normas Pruebas y Tablas 59

VIII- 2 Planteamiento para la evaluación biológica 66

Conclusión xiii

Recomendaciones xv

Referencias Bibliográficas xvi

Índice de Tablas y Figuras xx

Introducción

Los biomateriales son apreciados como aptos para ser utilizados en seres humanos con el objetivo de tratamiento o alivio de una enfermedad o lesión, o bien para la sustitución o modificación de su anatomía o de un proceso fisiológico. Incluyen cualquier producto natural, sintético o natural/modificado que pueda ser utilizado como un dispositivo médico o como parte de él.⁷ Comprenden desde los materiales empleados en implantes hasta los utilizados en la fabricación de instrumental médico y quirúrgico que entra en contacto con el organismo. Incluyen materiales de tipo metálico, cerámico y polimérico y las combinaciones de ellos llamadas composites.

La medicina moderna ha implementado una serie amplia de materiales para compensar las necesidades y deficiencias del organismo humano.

Desde hace tiempo que los materiales cerámicos han sido producido para la industria química, de acero y de vidrio, en donde han sido empleados en condiciones variadas, de temperaturas extremas, líquidos corroídos y atmosferas reducidas.

Los bio-cerámicos son un subconjunto importante de biomateriales. Tienen un rango alto de bio-compatibilidad con los óxidos de cerámica que son inertes en el cuerpo, también son materiales reabsorbibles por el hueso. Los bio-cerámicos se utilizan en muchos tipos de procedimientos médicos. Uno de los procedimientos más comunes son en los que se utilizan los implantes. Los materiales cerámicos utilizados en el cuerpo no son iguales a los usados en la vida real. Más bien la bio-cerámica está estrechamente relacionada con los bio-materiales propios del cuerpo y son extremadamente durables y resistentes a la corrosión.

Los modelos precisos de bio-moléculas en superficies con resolución nanométrica han sido de gran utilidad y tienen mucho potencial en muchas aplicaciones medicas y biológicas que van desde el diagnostico molecular hasta avanzadas plataformas de la Biología Molecular y Celular. Es aquí donde se estudia el gran efecto que podría tener una superficie bio-folicular.

Las superficies biofoliculares son naturales en el cuerpo humano y se encuentran dentro de él. Bajo la hipótesis de que un folículo puede anclar con mejores propiedades mecanicas cualquier sustancia que se inserte en él, se plantea la superficie folicular para los implantes usados en el cuerpo humano, con el objetivo de que a través y con la ayuda de biovidrios pueda crecer hueso en estos folículos y pueda existir mayor adhesión e interacción entre hueso y prótesis.

Actualmente las superficies usadas en biomateriales inertes en el cuerpo humano, son modificadas con tratamientos o recubrimientos para hacer su superficie más porosa o bien rugosa. Esto hace que el hueso pueda tener una mejor y mayor interacción con la prótesis, sin embargo sigue existiendo aflojamiento y desgaste en la prótesis, y esto muchas veces trae consigo una cirugía que pueda causar inconvenientes en el paciente.

Más de cincuenta millones de personas en todo el mundo tienen implantado algún tipo de prótesis y es un hecho bien conocido en nuestra sociedad la utilidad y necesidad de todo tipo de implantes, siendo raro que en nuestro entorno próximo no conozcamos algún caso familiar o amigo que los necesite.

A nivel mundial se hacen aproximadamente cada año 500,000 operaciones de implantes de prótesis de cadera. Tan solo en México esta cifra es de 30,000 y nos habla de una demanda grande de prótesis las cuales la mayoría de las veces son importadas de otros países haciendo todo el procedimiento de implantes muy costoso.

La idea general del proyecto es contribuir a la creación de capital intelectual para poder disminuir los costos de este tipo de cirugías, a través del desarrollo en la investigación en el campo de los biomateriales.

Según los últimos estudios de la Comisión Europea, el crecimiento anual estimado para el sector de los Biomateriales a nivel mundial, está fijado en tomo a un 12%. De la globalidad del mercado, Estados Unidos cuenta aproximadamente con un 40% de la cifra total y un crecimiento estimado del 20%. Europa, situada como segunda potencia, cuenta con una cuota de mercado del 28% y basa sus principales esfuerzos en investigaciones en el campo de materiales e ingeniería de tejidos. No obstante, no hay que olvidar que mientras que la Unión Europea compite con Estados Unidos y Japón, donde actualmente los avances en el

desarrollo de nuevas tecnologías para la creación de Biomateriales es una prioridad, economías emergentes tales como Corea del Sur, Taiwán y China están introduciéndose rápidamente en este sector.

En la medida que el crecimiento económico en Europa parece depender de forma notable del desarrollo de nuevos productos de elevado valor añadido, el campo de los Biomateriales cuenta con una gran oportunidad de expansión. En este sentido, cualquier compañía innovadora que se precie, debe cubrir la enorme gama de conocimientos multidisciplinares que la investigación europea y los esfuerzos industriales están generando.

En concreto, las empresas de todo el mundo (PYME), consideradas como los mayores instrumentos de generación de riqueza y empleo, cuentan con un papel cada vez más importante en el sector de los Biomateriales, ya que pueden establecer proyectos de colaboración con relativa facilidad, al aprovechar sinergias que puedan surgir entre ellas.

No obstante, dada su capacidad fmanciera, frecuentemente acaban siendo absorbidas o vendiendo la tecnología desarrollada a grandes multinacionales que son las que finalmente comercializan los productos y explotan las patentes,

A pesar del dominio de Europa y Estados Unidos, el resto del mundo cuenta con un sector de Biomateriales fuerte, y está bien asentado para seguir con su expansión de mercado.

Para el crecimiento, será necesaria la participación de pequeñas y medianas empresas, que actualmente juegan un papel activo en la mayoría de los proyectos en curso.

Este trabajo es fruto del esfuerzo de dos grandes instituciones educativas en Nuevo León y México -Universidad de Monterrey & Universidad Autónoma de Nuevo León- que tiene gran potencialidad para seguir una fuerte línea de investigación en el área de superficies biofoliculares en materiales.

Antecedentes

Desde su comienzo, la fabricación de prótesis ha ido mejorando sus cualidades y la interacción entre la prótesis y los fluidos corporales, tejidos y hueso. Es en esta interacción que este trabajo se centra principalmente, ya que a través de métodos de fundición, especialmente el método a cera perdida (investment casting), se pretende obtener una superficie bio-folicular que mejore esta misma interacción entre hueso y prótesis (Fig. 1 ). Esto es, creando un modelo de cera con la superficie deseada, se recubrirá de un lodo especial en el cual, una vez seco se

Fig. 1 - Interacción hueso 1 metal de una

inyectara el metal liquido para la formación de las prótesis de cadera tipo Thompson. [JO]

probetas muestra.

Investment Casting - "Fundición de precisión" es un proceso industrial también llamado cera perdida, uno de las técnicas más antiguas y usadas para moldear metales, que se usa en este trabajo para obtener los resultados

El molde original se hace a través de una elaboración de un modelo provisional de cera siguiendo el diseño que ha ideado el artista. Durante esta preparación se explora y se experimenta hasta lograr expresar lo que se busca. En este caso, se armara un molde de cera en probetas muestra, esto para hacer todas las pruebas mecánicas, de adhesión y otras

más.

Todo esto con el objetivo de poder crear una nueva superficie, a partir de folículos, que pueda tener mejores propiedades mecánicas y de adhesión al cuerpo humano, ya que uno de los principales problemas de las uniones entre prótesis y hueso es el aflojamiento, desgaste y fracturas por lo que en la mayoría de los casas se tiene que hacer una intervención quirúrgica no deseada para corregir los errores.

Existe en México y el mundo una creciente demanda de utilización de materiales en el cuerpo humano, y es por esto que este trabajo de investigación se centra en la creación de modelos que mejoren las propiedades mecánicas y de interacción de superficie en prótesis

a través de la formación de folículos. Estos folículos están fundamentados en la hipótesis de que una vez instalada la prótesis nunca será removida del paciente de tal manera que se pueda adherir de la mejor manera al hueso y se vuelva parte de él. De acuerdo a esta teoría, e plantea el objetivo general de este proyecto que se defme como "La evaluación de métodos de fundición para obtener superficies bioactivas".

La bioactividad de una superficie se da cuando la interacción entre el hueso y los fluidos corporales normales, interactúan con el implante de forma armoniosa, de tal forma que no se rechacen uno al otro.

La interacción entre una superficie folicular metálica y una parte funcional del cuerpo humano, como en este caso es el hueso es dificil de encontrar en la literatura existente. A continuación se detallan los objetivos particulares de este trabajo:

l. Estudio del Estado del Arte - implantes, tipos de materiales, tipos de superficies y tecnologías usadas para la creación.

2. Determinar el proceso de fundición óptimo para hacer superficies foliculares en implantes.

3. Diseño del método de fundición para obtener superficies bio-foliculares.

4. Plantear el procedimiento para la evaluación biológica de las superficies creadas.

De acuerdo a estos objetivos particulares y el objetivo general se realiza este trabajo detallando que la línea de investigación estuvo antes y sigue después de este proyecto.

CAPÍTULO 1- DIO MATERIALES

Objetivo: Revisar y comparar los diferentes biomateriales existentes en el mercado. Así mismo dar un entendimiento general a sus clases y aplicaciones.

1-1 ¿Qué son?

Los biomateriales según J.B Park (2003) son materiales sintéticos usados para remplazar partes de un sistema vivo o para estar en contacto con tejidos vivos. Los biomateriales se implantan con el objeto de remplazar y/o restaurar tejidos vivientes y sus funciones, lo que implica que están expuestos de modo temporal o permanente a fluidos del cuerpo, aunque en realidad pueden estar localizados fuera del propio cuerpo, incluyéndose en esta categoría a la mayor parte de los materiales dentales que tradicionalmente han sido tratados por separado.

Valdría la pena definir los siguientes términos para entender mejor este trabajo:

• Material Biológico - Cualquier material producido por un cuerpo biológico (humano, animal, vegetal, etc.)

• Biocompatibilidad - La aceptación de un material implantado por los tejidos vivos adyacentes y por el cuerpo como un todo.

El uso de biomateriales se remonta a 1860 cuando el Dr. J. Lister empezó a hacer procedimientos quirúrgicos con materiales implantados en el cuerpo humano la mayor parte de las veces sin resultados alentadores ya que había reacción del cuerpo a estos materiales.

Fue hasta 1930 cuando materiales de acero inoxidable (316L) fueron introducidos al mercado de los biomateriales y así empezó una mejor aceptación de estos materiales pero no era suficiente, ya que el éxito de un material depende de muchos factores. Los avances de las características, como superficies, fijación, recubrimientos, etc. de los biomateriales fueron desarrolladas hasta la década de los cincuentas.

Año

En la siguiente tabla se observan los avances considerables a lo largo de la historia en la ciencia de biomateriales.

Tabla 1-1.1- Desarrollos notables relacionados con implantes [1}

1"' estigador Desan·ollo

Siglo 18 J. Lister Técnicas quirúrgicas asépticas 1886

1924 1938 1946 1940's 1947 1958 1970

H. Hansmann Ni -placas de acero cromado para fractura de hueso

A.A. Zeirold Aleación Co-Cr-Mo

P. Wiles Primer reemplazo total de cadera

J. and R. Judet Primer cabeza femornl diseñada mecárúcamente e implantada en prótesis de cadera.

M.J. Dorzee, A. Franceshetti Primeros acrílicos usados PMMA para remplazo de cornea J. Cotton Introduce las aleaciones de Ti.

S. Furman, G. Robinson, J.

Primer uso del cemento óseo para implantes de cadera Chamley

W.J. Kolff Reemplazo total de corazón

Por otro lado, existen todavía muchas fallas en los sistemas de los biomateriales, y es por esto que es un campo de la ciencia en constante crecimiento, por ejemplo; si pudiésemos asignar un valor numérico

f

r =

1- /

Si encontramos que la causa de falla de un implante es puede ser por diferentes factores no dependientes uno del otro; entonces la confiablidad total rt seria expresada como el producto de las causas de falla individuales:

En estos casos, las fallas por fracturas pueden ser en cierta medida controladas, pero las fallas por infecciones podrían severamente limitar la utilidad de un implante. Por ejemplo, una causa muy común de fallas en biomateriales (que no se ven en materiales de construcción) es la falta de aceptación del sistema inmunológico, que se puede deber a muchos factores incontrolables por los diseñadores del implante.

Con estos conceptos básicos, podemos empezar a concentrarnos en las diversas áreas que abarca la ciencia de los biomateriales - ciencias clínicas, ciencia ingeniería de materiales, ciencia de ingeniería mecánica, ciencias biológicas y fisiológicas - y enfocarnos en los rubros específicos para poder proponer una solución concreta a un problema específico.

1-2 ¿Cuál

es su

Los biomateriales están destinados a su aplicación en seres vivos, y para su fabricación se requiere la coordinación de expertos en diversos campos. El campo de los biomateriales ha experimentado un espectacular avance en los últimos años y una motivación importante para ello ha sido el hecho de que la esperanza de vida aumente de forma considerable.

Los biomateriales implican una composición adecuada no sólo del material implantado, sino también de las partículas liberadas de cualquier implante, es decir, las moléculas que son liberadas de acuerdo al desgaste y productos de degradación a que puedan dar lugar.

Por lo tanto la tolerancia así como también su toxicidad de cualquier sustancia en el organismo humano son función de la concentración en la que se encuentra presente:

• En el sistema esquelético muscular, para uniones en las extremidades superiores e inferiores tales como hombros, dedos, rodillas, caderas, etc. O bien miembros artificiales permanentes;

• En el sistema cardiovascular, corazón (válvula, pared, marcapasos, corazón entero), arterias y venas;

• En el sistema respiratorio, en laringe, tráquea y bronquios, diafragma, pulmones y caja torácica;

• En sistema digestivo: esófago, conductos biliares e hígadb;

• En sistema genitourinario, en riñones, uréter, uretra, vejiga;

• En sistema nervioso, en marcapasos;

• En los sentidos: lentes y prótesis de córneas, oídos y marcapasos caróticos;

• Otras aplicaciones se encuentran por ejemplo en hemi:as, tendones y adhesión viscerales así como implantes cosméticos maxilofaciales, busto, testículos, penes, etcétera.

1- 2.1 A futuro

La bioingeniería tiene un enorme potencial de desarrollo en nuestro país y en el mundo, ya que para alcanzar avances relevantes no es siempre necesario tener una posición tecnológica dominante pues, en muchos casos, la innovación está en la mejora e integración de tecnologías ya existentes.

A lo largo de este documento se podrá observar, las barreras para mejorar las propiedades de los materiales en el caso de tejido óseo y poder ampliar el campo de aplicación de material bioactivo implantable y modelable a otras zonas del cuerpo, están vinculadas a la necesidad de impulsar la investigación científica y el desarrollo tecnológico y a facilitar su aplicación.

En este sector, en general, el precto está muy regulado. Por esta razón existe cierta reticencia empresarial hacia la puesta en el mercado de nuevos desarrollos, siendo la mejora de los materiales existentes la tendencia de futuro. Paralelamente hay que tener en consideración el volumen del mercado diferente según de la especialidad de que se trate (traumatología, odontología, etc.)

Entre algunas de las características a futura a destacar están:

• Se reducirá el volumen de material desgastado de las superficies articulares protésicas en un 70% como media.

• Se generalizará la utilización de factores de crecimiento óseo para la reparación de grandes defectos óseos.

• Existirá material bioactivo implantable y modelable a medida en el propiO quirófano.

• Se implantarán sistemas de dispensación de fármacos para tratamientos de larga duración que tendrán una respuesta adaptativa del material utilizado.

• Entre otras varias innovaciones practicadas hoy en día en México y el mundo.

1 - 3 Tipos de biomateriales

Los biomateriales más usados para implantación en seres humanos comprenden desde materiales existentes en el medio ambiente o bien fabricados sintéticamente a partir de pruebas de biocompatibilidad. De acuerdo a sus ventajas y desventajas se podrían clasificar de acuerdo a la siguiente tabla:

Tabla I-3.1- Comparación de los diversos materiales usados en el cuerpo humano [1}

p,}limeros: Tdlón. l H\1\\ 1'1 .. Dacrón.

;\)Ion.

•

•

•

•

•

•

•

•

•

•

•

\letales: .\kaciones

•

•

•

de Titanio.

•

•

Aleaciones de Cobalto. .\ceros ino:-;idabks

Cerámicas: 0: de Si.

0₂ de .-\1.

1-lidro:-;iapatita. Q.

de Calcio.

Compuestos:

e ^"crúm ica-mctal.

Cera m ica-pol1mero i\ letal-polímero

•

• •

•

•

•

•

•

Alta resistencia al desgaste

•

•

Buena ~bilidad

•

Alta resistencia al desgaste

•

Resistencia a la corrosión

•

•

Buena compatibilidad

•

Buena resistencia mecánica

•

Resistencia al alto impacto Alta resistencia a la corrosión

fisiológicos

•

Alta densidad

•

Costoso

•

Fracturas ^ante impados altos

•

Dificil fabricación

•

Alta densidad transcutllleOS

Baja resistencia mecánica

•

•

Costoso

•

Carece de consistencia en su

•

creación

•

La fabricación y el uso de los materiales depende de sus propiedades mecánicas, tales como resistencia, dureza, ductibilidad, etcétera.

Dentro del campo de los biomateriales están los metales, son los más utilizados ya que posen propiedades mecánicas y de biocompatibilidad buenas para los seres humanos que

las ocupan. De los biomateriales metálicos podemos destacar que el número de elementos

metálicos que se utilizan en la fabricación de implantes es muy limitado.

El primer requisito para su utilización es que sean tolerados por el organismo, por lo que es muy importante la dosis que puedan aportar a los tejidos vivos. Otro requisito también imprescindible es que tengan una buena resistencia a la corrosión.

Los más utilizados de acuerdo a su fabricación para implantación están de acuerdo a la tabla I-3.2

Tabla 1-3.2- Materiales metálicos en uso clinico y en fase experimental más usados para implantes [1/

•

• TiNbZr

El primer biomaterial usado para implantes fue el acero inoxidable austenítico conocido mejor por la norma AISJ - 316L. Tiene una resistencia a la corrosión, incluso más que el vanadio.

Tabla 1-3.2- Composición quimica de ASTM 316L, Acero inoxidable flj

Elemento Carbón Manganeso Fosforo Sulfuro Silicona Cromo Níquel Molibdeno

Porcentaje de aleación

2.00Max 0.03Max 0.03 Max 0.75 Max 17.00 - 20.00 12.00- 14.00 2.00- 4.00

Bien se conoce que la corrosión es un problema general de los metales, más aún si están inmersos en un medio hostil como es el organismo humano, y a temperaturas del orden de 37 °C.

Sin embargo, algunos metales se escapan de este problema, como son los metales preciosos. Otros metales, al formar una capa de óxido en su superficie, la vuelven pasiva y así protegen el interior del metal al evitar que avance la corrosión, como ocurre en el titanio.

1-4 ASTM F75---.. Aleación de cobalto cromo

La aleación ASTM F-75 (Co-Cr-Mo-C) ha sido ampliamente utilizada para la fabricación de implantes quirúrgicos. Uno de los problemas más importantes en esta aleación es la fragilidad, la cual esta' fuertemente influenciad por la morfología, tipo y distribución de carburos.³

Composición química y propiedades mecánicas de ASTM F75

Las propiedades mecánicas de los materiales son las características inherentes que permiten diferenciar un material de otro desde el punto de vista del comportamiento mecánico de los materiales en ingeniería. También hay que tener en cuenta el comportamiento que puede tener un material en los diferentes procesos de mecanizados que pueda tener. La composición química de la aleación ASTM F75 se muestra en la siguiente tabla.

Tabla 1-4.1- Composición qulmica de ASTM F75flf

:\línimo (%) Máximo (%f

27 30

5 7

o

o

o

o

o

Base

Material

En los implantes ortopédicos se utilizan principalmente cuatro tipos de aleaciones de cobalto:

• Aleación fundida- Co28 Cr6 Mo (F75)

• Aleación forjada- Co20 Cr 15 W 1 O Ni (ASTM F90)

• Aleación fundida- Co28 Cr6 Mo tratada térmicamente (ASTM 799)

• Aleación forjada- Co35 Ni20 Cr 1 O No (ASTM 562)

Entre las propiedades críticas de los implantes ortopédicos figuran un alto limite elástico (para poder resistir la defonnación plástica bajo cargas), la resistencia a la fatiga, la dureza y un bajo modulo de elasticidad para poder lograr la proporcionalidad en el soporte de la carga entre el hueso y el metal. ²

Designación AS"DI

Tabla 1-4.2- Propiedades mecánicas de la aleación ASTM F75 [2/

Estado i\lodulo Elástico

(GPa)

Limite Elástico Resistencia a la Limite de C\IPa) ruptura (:\IPa) Fatiga (i\IPa) Aleaciones F75 Fundido tosco recocido 210

de Cobalto 448- 517 ^{. .}

--.

----.

Si quisiéramos entender esto de otra manera, imaginemos todas las cargas que actúan en el cuerpo están en equilibrio: huesos, músculos y tendones. Después de una fractura este equilibrio se pierde y se ocupa una intervención para poder unir otra vez al componente fracturado. Sin embargo las fracturas a veces no son tan sencillas y debido a la complejidad de algunas de ellas los implantes están sujetos a cargas a las cuaJes nonnalmente el hueso no está sujeto a, como por ejemplo: torceduras y curvaturas (pennanentes en algunos casos). Todo esto puede dar una falla al implante por fatiga.

Las aleaciones de cobalto-cromo tienen un elevado contenido de cromo que lleva a la fonnación de la capa superficial pasivante Cr20_3• Sin embargp, la gran diferencia de módulo de elasticidad con el hueso puede ser potencialmente desventajosa, por la liberación de esfuerzos al hueso. Puede ser procesado para producir implantes con la más alta combinación de resistencia a la tensión y a la fatiga. Las mejores propiedades se producen cuando están en la condición de trabajado en frío. Las piezas grandes pueden presentar dificultad de endurecer por trabajo en frío las partes con mayor espesor. El

excesivo endurecimiento por trabajo puede ser un problema e inducir aumento de fragilidad.

Los tipos recomendados para aplicaciones en implantes son las aleaciones forjadas, aunque se utilizan en ocasiones las aleaciones coladas a la cera perdida, del tipo CoCrMo. Dichas aleaciones están normalizadas bajo la ASTM F75. Sin embargo, poseen las más bajas propiedades mecánicas de toda la familia de aleaciones Co-Cr. Es muy usada por su bajo costo y por la facilidad para producir formas dificiles.

Las aleaciones CoCrWNi forjadas (ASTM F90) contienen 45-56% Co, 19-21% Cr, 14- 16% W,9-11% Ni. El W y Ni se adicionan para mejorar maquinabilidad y procesabilidad.

Posee muy altos valores de resistencia a la fluencia y a la tensión cuando está trabajada en frío. Las aleaciones CoNiCrMo forjadas (ASTM F592) tienen 29-38% Co, 19-21% Cr, 9- 10,5% Mo,33-37 % Ni y presentan muy altas resistencias a la tensión debido a una combinación excepcional de endurecimiento por trabajado en :llrío, endure-cimiento por solución sólida y endurecimiento por precipitación del (Co3Mo ). Por ello, posee el más alto valor de resistencia a la fatiga de todas las aleaciones metálicas (700-800 MPa). Es la más ampliamente usada pero es más cara que la ASTM F75.

1-5 Acero Inoxidable 316 L

Las aleaciones de titanio y cobalto, así como algunos aceros inoxidables, se encuentran dentro de los materiales empleados con mayor frecuencia en cirugía ortopédica. En los países más desarrollados, el acero inoxidable es utilizado únicamente para implantes temporarios debido a que se sabe que su resistencia a la corrosiión en medio fisiológico no es tan buena como la de otras aleaciones. Sin embargo, el empleo de aleaciones de aceros inoxidables para implantes permanentes en países en vías de desarrollo es habitual. Por lo tanto, es necesario incrementar el conocimiento acerca del comportamiento frente a la corrosión de este material así como de las características de la capa superficial generada en medio fisiológico con el fin de poder controlar la toxicidad potencial de la liberación de iones metálicos en el organismo.

Tabla 1-5.1-Composición quimica de Acero Inoxidable AISI 316 Ly 316 [34}

Elemento 316L 316

e

Cr 16- 18 16- 18

l\'i lO -14 10-14

Mn 2.0 2.0

Si l. O l. O

S 0.03 1

p 0.04 0.04

;\lo 2- 3 2- 3

Fe BASE BASE

Tipo de acero inoxidable 316L tiene un contenido de carbono inferior a 316 para evitar la precipitación de carburo en aplicaciones de soldadura.

Tabla 1-5.1-Propiedades mecánicas del AISI 316 Ly AISI 316L trabajado enfrlo. [34[

M t

1 Al . . Esfuerzo a la Resistencia Elongación Modulo elástico e a ⁰ eacJOn cedencia (MPa) máxima (MPa) (⁰/.,f) (GPa)

AISI316L AISI 316 L, trabajado en frío

207 689

517 863

40

12 200

Algunas de sus características principales de los aceros inoxidables austeniticos incluyen:

baja conductividad calorífica, es muy dúctil y resistente a la corrosión atmosférica, a ciertos ácidos minerales y a la mayoría de los ácidos orgánicos.

Los aceros inoxidables austeniticos presentan una resistencia a la rotura que va desde los 490MPa hasta los 860MPa, un límite elástico de 195-690MPa, un porcentaje de elongación de 12-60%. Además presentan una dureza de 175-200HB.

Los aceros inoxidables para implantes pertenecen a la familia de aleaciones cromo-níquel- molibdeno. Deben contener un máximo de 0,03% C para evitar la precipitación de los carburos de cromo (Cr23C6) y mejorar la resistencia a la corrosión.

Se utilizan dos tipos de aceros inoxidables en implantes. El primero de ellos es el ASTM F138 (AISI 316L), con la composición química antes mencionada. El níquel sirve para estabilizar la fase austenítica. Dicho acero endurece rápidamente con el trabajado en frío y

tiene características paramagnéticas. Sin embargo, dicho acero sufre corrosión en el ambiente del cuerpo. Por eso se recomienda que las placas y los tomillos sean del mismo fabricante y del mismo modo de procesamiento. Con esto se evita un posible problema de corrosión por par galvánico de materiales de diferente composición química. La principal causa de rotura de los implantes de ASTM F 138 (Al SI 316L) es la corrosión por fatiga, por el mecanismo del desgarre de las capas pasivas de la placa y del tomillo en el mismo acto quirúrgico. ³⁹

El otro tipo de acero inoxidable, el SAF 2507, tiene la siguiente composición: 0,03%

máximo C, 25% Cr, 7% Ni, 4% Mo, 0,3% N. Es parcialmente paramagnético; su estructura es ferrita (ferromagnética) y austenita (paramagnética).. Esta característica es potencialmente inadecuada en el caso de someter el paciente a una evaluación clínica que utilice la resonancia magnéticanuclear. Se entrega solubilizado desde 1.050 oc y tiene propiedades mecánicas superiores a las del AISI 316L por tener estructura dúplex. Su costo comparado con el 316L es similar y su resistencia a la corrosión es mucho mayor, pues tiene mayor contenido de cromo y nitrógeno. También posee un potencial de picadura que es mayor que el del AISI 316L. Por eso, la incidencia de la corrosión-fatiga en la rotura de estos implantes es menor.

Ambos tipos de aceros tienen aplicaciones en diseños tales como vástagos para prótesis totales de cadera, varillas intramedulares, tomillos y placas de compresión.

1-5.1 Solidificación del AISI 316 L de acero inoxidable

De acuerdo con La literatura, los aceros AISI 316 L inoxidables tienen un modo de solidificación A (austenita como la fase primaria), por lo tanto en ese caso la relación C/Ni es cercana a 1.4. Con el aumento de este parámetro, el modo de solidificación se puede transformarse en AF, con la aparición de ferrita en la región interdendrítica.

El análisis térmico diferencial de muestras de AISI 316L austenítico de acero inoxidable permite determinar sus temperaturas de estados liquido y solido, respectivamente, que eran iguales a 1,434 oC y 1,387 ^o C. La transformación actual de la etapa en la consolidación de

que el acero es: -+ líquido (Liquido + f) -+ y. En función del grado de segregación de solutos, la composición del líquido se puede modificada, que origina la transformación: -+

Líquido (Liquido y+) "(Líquido+ y+())" (y+ ó). En el último caso, la formación de ferrita se produce en la región interdendrítica.

Un estudio realizado ³⁷ muestra el efecto de la baja temperatura de envejecimiento del AISI 316L en la transformación de la fase ferritica del acero inoxidable austenítico. Algunos especímenes fueron sometidos a temperatura 400 o C con tiempos diversos que van desde

l 00 a 5000 hrs. El contenido de ferrita fue estudiado antes y después del envejecimiento.

Fig. 1-5.1.1 - Evaluación de la microestructura de acero inoxidable austenitico después de envejecimiento. a) izquierda- vaciado, b) centro- 1000 hr, e) derecha- 5000 hr. [37]

Al aumentar el tiempo de envejecimiento de O y 5000 horas, la fase de ferrita se va disolviendo de manera significativa. Sin embargo, la fase de ferrita muestra un ligero cambio en la cantidad de FN. Los cambios en microestructura muestran que el contenido en fase ferritica se reduce a 30% después de envejecimiento de 500 horas, y el 60% después de envejecimiento de 5000 horas.

¿Cómo repercute esto?

La soldadura del 316L se solidifica primeramente en dendritas delta ferrita primaria, los núcleos están altamente enriquecidos en níquel. Esto hace que las dendritas primarias del metal de soldadura 316L tenga una composición similar a la ferritica de la aleación de

acero inoxidable, donde hay tendencia a que la presencia de precipitado pueda encontrarse

después del envejecimiento. Esto aumenta la dureza del material.

La figura I-5.1.2 muestra la microestructura del acero inoxidable. El tamaño de grano promedio para el acero se encontró de 14.4 mm. También se observa en la superficie del acero pequeños poros los cuales indican que el acero tiende a corroerse más rápidamente que otros materiales como el titanio y el F75, razón por la cual no se recomienda el uso del acero inoxidable para prótesis fijas. 35 Esta ultima figura (l-5.1.2) muestra una superficie

Fig. 1-5.1.2 - Microestructura del acero inoxidable 31 6L [35)

porosa, sin embargo esta última no fue hecha o pensada así; más bien es la misma

estru~tura que te da el acero inoxidable austenítico al ser sacada del horno.

Debido a la naturaleza compleja de la transformación FCC - HCP⁴¹, la microestructura característica del estado as-cast consiste en una matriz dendrítica a.-FCC rica en cobalto en estado metaestable, más un precipitado eutéctico interdendrítico compuesto principalmente por carburos M23C6, fase a y fase a .. FCC.

En ,comparación con la morfología de una aleación ASTM - F75, (figura 1-5.1.3) se ve claramente la formación de una microestructura dendrítica característica del estado as-cast, con partículas de carburos dispersas en las regiones interdendríticas de la matriz FCC de cobalto.⁴⁰

Se presentan en la última figura (I-5.1.3) fundamentalmente carburos M23C6 y fase cr, presentes en los bordes de grano y zonas interdendríticas, en forma de conglomerados o

Fig. 1-5.1.3 - Microestructura del ASTM F75, con 60.75% Co, 30.6% Cr, 6.14% Mo, 0.13% C. [39}

carburos "tipo bloque" y colonias de una fase "tipo perlita" compuesta de a.-FCC y M23C6.

CAPÍTULO II- SUPERFICIES DE BIOMA TERIALES

Objetivo: Explicar de manera general el entendimiento y funcionamiento de las superficies actuales en los materiales implantados en el cuerpo humano.

11 - 1 Características principales de las superficies

biomaterialea

Las investigaciones hoy en día se concentran en el desarrollo de superficies denominadas bio-activas, las cuales son capaces de interaccionar con el hueso que rodea al implante, como ocurre cuando el implante es revestido con carbonato cálcico o bien con flúor. Pero sabemos que dentro del metabolismo óseo, juegan importantes papeles, moléculas, como son la melatonina y la hormona del crecimiento entre otras, las cuales deben de ser tenidas en cuenta a la hora de hablar de osteointegración. Se realiza una breve descripción de la fisiología de ambas moléculas y se valora su aplicación al concepto de superficie bioactiva en implantologia.

Cualquier investigación nueva que tenga que ver con implantes debe estar encaminada a la mejora de la integración del implante con el tejido óseo alrededor de él.

Estudios in vitro han ~emostrado que las células osteoblásticas tienden a actuar más rápidamente ante superficies rugosas, hecho que se

manifiesta en un aumento de la diferenciación de estas células óseas, un aumento de la actividad de la fosfatasa alcalina, junto a un aumento en la producción de osteocalcina y de colágeno.⁹ Esta respuesta biológica a nivel óseo, esta modulada por diferentes moléculas como son la Vitamina D3, factores de crecimiento local, TGF-B (Factor de crecimiento transformador) y la PGE2 (Prostaglandina). Así, el TGF-B estimula la

Fig. 11-1.1 - Interacción hueso 1 metal de una

replicación de líneas celulares precursoras de prótesis de cadera. [1 o¡

osteoblastos y de la síntesis de colágeno a nivel del tejido óseo.

La prostaglandina a bajas concentraciones, impulsa el crecimiento óseo y la síntesis de colágeno tipo l. A altas concentraciones tiene el efecto contrario. La vitamina D3 promueve la expresión y actividad de la fosfatasa alcalina, junto a un aumento en la producción de colágeno tipo 1 y de la osteocalcina por las células osteoblásticas.

A diferencia de los osteoblastos, los fibroblastos se adhieren más fácilmente a las superficies de los implantes no rugosos o lisos ofreciendo poca resistencia a la tracción. ^Xl 2 tipos de superficies

• Lisas se obtienen a través de:

l. Electro-pulido. La superficie del implante es tratada electroquímicamente por inmersión en un baño electrolítico a través del cual pasa una corriente eléctrica.

2. Torneado. La superficie sufre un proceso de torneado mecánico que macroscópicamente pule y alisa la superficie

• Rugosas se obtiene ya sea quitando materiales o bien agregando materiales

l. Spray plasma-titanio (TPS por sus siglas en Inglés). En este método se utiliza un gas noble compuesto por iones, electrones y plasma, los cuales son comprimidos a alta temperatura y lanzados a una velocidad de 3.000 m/seg. A través de este método se obtiene una rugosidad de aproximadamente 15 nm.

2. Chorro de Arena (Sandblasting). En esta técnica la superficie del implante es bombardeada con un chorro de aire y agentes abrasivos, arena, a una presión controla da, aumentando de esta manera la superficie de contacto.

Fig. 11-1.2 - (200 X) Morfología de muestra después de ser tratada con chorro de arena usando alúmina seguido de un tratamiento con ácidos hydroflourico.

[12}

3. Técnica del grabado ácido y chorreado. En esta técnica, la superficie del implante es bombardeada con gruesas partículas de entre 250-500 nm. Dichas partículas son generalmente de Ah0₃• Posteriormente, se graba con ácido clorhídrico y con ácido sulfúrico. Este tipo de tratamiento parece ser que es en la que mejores resultados de osteointegración hay.

4. Técnica del grabado ácido. En este proceso se utilizan soluciones ácidas para tratar las superficies de los implantes a través de erosiones químicas.

Según Albrektsson T "Oral implants surfaces" podríamos enfocar a las superficies de los implantes, no como se fabrican sino en su calidad, característica y/o propiedades. Así habla de propiedades mecánicas, topográficas y físico-químicas.

l. Las propiedades mecánicas, hacen referencia al potencial estrés, fatiga o envejecimiento de la superficie del implante. Esto puede traer como consecuencia la corrosión del implante. Esta es una de las propiedades menos estudiadas hasta

ahora.

2. Las propiedades topográficas. Se refiere al grado de rugosidad de la superficie del implante, así a como están orientadas sus irregularidades. Esta propiedad ha sido el centro de todas las investigaciones realizadas durante la última década en relación a superficies de implantes.

3. Propiedades físicas. Se refieren a la presencia en la superficie del implante de factores tipo energía y carga. Así, una superficie con alta energía tiene una alta capacidad de absorción, y por lo tanto el implante tendría, supuestamente, mas capacidad de osteointegración, en comparación con implantes de más baja energía.

4. Propiedades químicas. Este aspecto de las superficies del implante están tomando cada día más importancia, a través de las múltiples investigaciones que se están realizando. Dependiendo de la composición química, la superficie provoca diferentes reacciones en el hueso que la rodea, con cambio de agua e iones que condicionan la unión de las proteínas y por tanto la reacción celular, las cuales intentan conseguir una unión implante-hueso bioquímica, que permita un buen

anclaje del implante. Una definición de este concepto sería aquella que dijese: "Es la característica de un implante que le permite formar una unión con los tejidos vivos". Aunque esta definición no recoge el hecho de que aunque exista un anclaje de tipo químico, también la hay de tipo mecánico, compartiendo ambas propiedades, el éxito del implante. Sin embargo la propiedad bioquímica del implante le permite una unión mucho más rápida.

Actualmente existen dos tipos de implantes con superficies que se presentan como superficies bioactivas:

l. Implantes con fosfato cálcico. Se basa su actividad en la capacidad de formar apatita impulsando la función celular para conseguir formar una interface de hueso y carbonato de cálcico. ¹³

2. Implantes con flúor. Los resultados obtenidos con superficie de flúor parec~m

demostrar una buena adhesión del hueso en la interface en comparación con los controles, demostrando una reacción bio-activa de estos implantes. ¹⁴

11 - 2 Caracterización y diseño de superficies

La composición química, la estructura de los cristales y la morfología de una capa superficial de una prótesis puede ser modificada con el fin de obtener una mejor interacción entre el implante, las células y los fluidos orgánicos. El objetivo final sería obtener un crecimiento de hueso incluso en casos clínicos críticos, ¹⁵

La caracterización de superficies es con el fin de poder incrementar el área de contacto del implante con el tejido, y es por esto que al seleccionar materiales para ser utilizados como implantes, muchos aspectos deben ser considerados y, en función de la solicitud, una o más propiedades serán un factor decisivo en la elección del material.

Con el fin de investigar en detalle las cristalográfica estructura y la microestructura de muestras, a continuación se detallan unas imágenes tomadas de estudios hechos para observar a nivel microscópico la caracterización y diseño de superficies. El método de este

estudio se prefirió con respecto al agotamiento de las capas supediciales del sustrato con el fin para evitar cualquier efecto artificial debido a la preparación de muestras. Los datos de este estudio serán evaluados teniendo en cuenta diferencias de la composición química y del estado mecánico de estas muestras, respecto a los materiales que han sido empleados con anterioridad en otros estudios.

Fig. 11-2.1 - Imágenes SEM que muestran la morfologÚJ de: A -Chorro de arena, grabado en vacio. C - Chorro de arena, grabado en vacio 1OM B -Chorro de arena, grabado en aire. D - Chor.ro de arena, grabado en aire 1OM [ 15}

Las muestras tratadas en este estudio mostraron una liberación de iones metálicos muy bajos y una interacción con solución SBF, que muestra una moderada bioactividad. Una disminución correspondiente de resistencia a la fatiga se observó en muestras modificadas.

CAPITULO III- MÉTODOS DE FUNDICIÓN

Objetivo: Poder explicar concretamente y comparar los diferentes métodos de fundición para poder fabricar las diferentes piezas que componen a un biomaterial.

La fundición es el proceso de fabricación de piezas que consistente en derretir un material e introducirlo en una cavidad llamada molde, donde se solidifica. El proceso tradicional es la fundición en arena, por ser ésta un material refractario muy abundante en la naturaleza y que, mezclada con arcilla, adquiere cohesión y maleabilidad sin perder la permeabilidad que posibilita evacuar los gases del molde al tiempo que se vierte el metal fundido.

La fundición en arena consiste en colar un metal fundido, típicamente aleaciones de hierro, acero, bronce, latón y otros, en un molde de arena, dejarlo solidificar y posteriormente romper el molde para extraer la pieza fundida.

ID -

Investment Casting es un método de moldeo que se ha usado desde la construcción de las pirámides. Los egipcios y los chinos utilizaban el proceso para hacer joyas y estatuas. El método fue ignorado en gran medida como un proceso industrial para la fabricación de piezas hasta que la demanda para terminar rápidamente las piezas durante la Segunda Guerra Mundial creó la necesidad de una creación de componentes rápido y cercano, que fácilmente pudieran ponerse en uso.

En esta nueva época de moldes de cerámica de alta temperatura, se desarrollo éste para industrializar el proceso y para incluir aplicaciones de alta resistencia a la corrosión y materiales resistentes como acero al bajo y alto carbono, acero para herramientas, acero inoxidable y aleaciones de níquel y de cobalto. Las aleaciones d'e Aluminio y aleaciones de cobre también estuvieron disponibles.

En la actualidad los moldes para fundición de precisión se construyen sobre el modelo poi medio de inmersiones sucesivas, en suspensiones que contienen partículas del barro cerámico, por lo tanto, la cera también debe ser resistente a cualquier solvente orgánico o

alcalino que bien, puede estar presente en los barros para los recubrimientos. Un requisito también muy particular es que para los modelos construidos por inyección es que deben solidificar rápidamente. Además la plasticidad o ductibilidad de las ceras para modelos deben ser bajas a temperaturas ambiente para que los modelos y los conjuntos no varíen en sus dimensiones bajo su propio peso pero al mismo tiempo la cera no puede ser frágil.

El acabado superficial del modelo de cera debe y tiene que ser bueno para que se logre una buena penetración del cerámico y de esa manera se pueda reproducir bien la pieza. Cuando se usa una mezcla de ceras para modelos, los materiales deben de ser compatibles, es decir, se deben disolver entre sí a tal punto que no ocurra una separación cuando la mezcla sea mantenida dentro de un límite de temperaturas adentro del refractario o molde.

Así mismo las características térmicas de la cera es muy importante, particularmente la viscosidad a la temperatura de inyección o vaciado y las características de expansión y/o contracción térmica .

Modelo

de cera

•

(1)

(5)

(2) (3) (4)

(6) ⁽⁷⁾

Fig. 1/1-1.1- (1) Se producen los patrones o modelos de cera; (2) se adhieren varios modelos para formar el modelo de árbol; (3) el modelo de árbol se recubre con una capa delgada de material refractario; 4) se forma el molde entero, cubrienda el árbol revestido con suficiente material para hacerlo rígido; (5) el molde se sostiene en pasición invertida y se calienta para fundir la; (6) el molde se precalienta a una alta temperatura para asegurar la eliminación de todos los contaminantes del molde, el metal se vacía y solidifica; (7) el molde se rompe y se separa de la fundición terminada.

Algunas de las ventajas de la fundición a cera perdida son:

1) Capacidad para fundir piezas complejas e intrincadas;

2) Estrecho control dimensional con posibles tolerancias de ±0.076 mm;

3) Buen acabado de la superficie;

4) Recuperación de la cera para reutilizarla

5) Por lo general no se requiere maquinado adicional.

Fig.l/l-1.2 -Muestra de algunas piezas que se pueden hacer a través del método a cera perdida. [20}

Éste es un proceso de forma neta, aunque relativamente costoso por la cantidad de pasos que involucra su operación. Las partes hechas por este método son normalmente de tamaño pequefio, aunque se han fundido satisfactoriamente partes de formas complejas de hasta 34 Kg. Pueden fundirse todos los tipos metales, incluyendo aceros, aceros inoxidables y otras aleaciones de alta temperatura. Algunos ejemplos de partes fundidas por este proceso son:

partes complejas de maquinaria paletas y otros componentes para motores de turbina, así como joyería y accesorios dentales.

El proceso de fundición en cera perdida se forman modelos de "arboles" en donde se colocan todas las piezas a fundir; esto se hace con el objetivo de que se puedan fundir muchas piezas al mismo tiempo, como se puede observar en la Figura III-1.3 izquierda.

Después el modelo en cera se cubre con una pasta cerámica (ver tabla 111-1.1) hasta quedar como se ve en la figura III-1.3 centro. Una vez completamente seca la pasta cerámica se aumenta la temperatura hasta que se sinteriza a temperaturas cercanas a los 1200°C en donde se evaporan los restos de la cera como se observa en la figura 111-1.3 derecha.

Fig. lll-1.3-Proceso de fundición a cera perdida de vástagos para prótesis de cadera. [36)

Al momento del vaciado del metal liquido, se requiere que el molde este precalentado a temperaturas cercanas a las del metal liquido que se va a vaciar. Una vez vaciado el líquido metálico en el molde cerámico se requiere de un largo tiempo de solidificación y enfriado para poderlo sacar del molde.

Una vez finalizado este proceso se obtiene la pieza tal cual fue fabricada en el modelo de cera para sus análisis. Este mismo proceso es el que se sigue para la realización de este trabajo. El proceso esta descrito y explicado paso por paso en el capitulo V.

Investment Casting es sin duda alguna uno de los métodos de fundición más sencillos para la fabricación de prótesis y partes de implantes. Es también un proceso poco costoso. El proceso involucra tener a la mano la cera para hacer el modelo (cualquier tipo de cera que su coeficiente de expansión térmica sea pequeño de tal forma que al momento de descerar no se rompa el molde cerámico) el lodo cerámico para hacer el caparazón el cual cubre a la cera y el acceso a los hornos de sinterización, fusión y vaciado.

El diseño de colada (configuración geométrica de los patrones ensamblados a los alimentadores primarios y secundarios) juega un papel importante en el proceso de fundición a la cera pérdida, un buen diseño de colada puede evitar rechupes, porosidad por gases atrapados, puntos fríos, choques de frentes de solidificación entre otros defectos; por otra parte, el diseño debe ser eficiente y factible para su manejo en los subprocesos posteriores. Para el diseño de colada, no se utilizó ningún software debido a que la geometría simétrica de los patrones dejó de representar un problema para poder obtener las muestras prototipo sanas.

El lodo se prepara con un 1 litro de aglutinante (sílice coloidal) por cada 1.9 Kg de mezcla de arena (30% de arena sílice # -325 y 70% de zirconio # -350). Y se ajusta la viscosidad con agua destilada hasta obtener la viscosidad requerida por el usuario.

Tabla /ll-1.1-Pasta cerámica o lodo cerámico- una porción

1 L de aglutinante Sílice coloidal

1.9 Kg de Mezcla de arena 300/ct Arena Sflice 70% Zirconio Agua destilada para ajustar La que se requiera para ajuste

viscosidad

Baño en seco

En contenedores de arenas que tienen arena de sílice de malla # -50+ 100 y en el 2do, arena sílice de malla# -30+50.

m-

El proceso de moldeo Shell ofrece un mejor acabado de la superficie, tiene meJores tolerancias dimensionales, y un mayor rendimiento debido a un menor tiempo de ciclo.

Un modelo de metal calentado a 200 ^o C 1 392 ^o F se cubre con una mezcla de arena y plástico termoestable. Esto hace que se cree un tipo de piel de alrededor de 3,5 mm (0,125 pulgadas) de mezcla de arena y de plástico que se adhieran al modelo. Esta piel se quita de la pauta para formar el molde "Shell". Las dos mitades del molde de concha se aseguran en conjunto y el metal se vierte en el depósito a formar la parte. Una vez que el metal se solidifica, la cáscara se rompe.

Este proceso puede producir piezas complejas con buen acabado superficial 1,25 micras a 3,75 micras (50 a 150 micro-pulgadas) y con una tolerancia dimensional de 0,5%. Los límites de peso de 30 g a 12 kg (1 oz a 25 libras). Con espesores mínimos que pueden ser tan bajos como 1,5 mm (0,062 in) a 6,25 mm (0,25 pulgadas), dependiendo del material.

Un buen acabado superficial y la tolerancia de buen tamaño reducir la necesidad de mecanizado.

Una inversión de capital bastante elevado es necesaria, pero altas tasas de producción pueden ser alcanzadas. El proceso global es muy rentable debido a la mecanización y reduce los costos de limpieza.

Los materiales que se pueden utilizar con este proceso son hierros fundidos y aleaciones de aluminio y cobre. Las piezas típicas hechas con este proceso son las bielas, cajas de engranajes, palancas, entre otras.

SANO

STEP t

Fig. lll-2.1 -Proceso de She/1 mold casting. 1) Crear el modelo caliente de acuerdo a la estructura deseada, 2) Dejar que la arena se pegue al modelo hasta crear una piel e hasta 3 cm. 3) dejar que se seque la piel para tener el cascaron, 4) despegar el cascaron y

Ventajas del moldeo por método Shell:

1) Puede crear formas complejas y detalles fmos 2) Muy buen acabado superficial

3) Alta tasa de producción 4) Bajo costo de mano de obra 5) Herramientas de bajo costo 6) Pocos desechos generados

m -

La fundición al vacío (en inglés Vaccum Casting; V-process) es una variante del proceso de fundición en arena para la mayoría de los metales ferrosos y no ferrosos en donde la arena que no se adhiere se queda en el frasco al vacío.

El modelo de fundición es especialmente ventilado de manera que el vacío se pueda extraer a través de él. Una fina lámina de calor suavizado (0,003 a 0,008 pulgadas o 0,076 a 0,20 mm) de película de plástico cubre el cuerpo del modelo y el aire se extrae (200 a 400 mmHg o 27 a 53 kPa).

La fundición al vacío se conoce por no exigir un modelo especial, ya que la película de plástico tiene un cierto grado de lubricidad y se expande un poco cuando el vacío se dibuja en el frasco. El proceso ha ajusta con gran precisión, con una tolerancia de± 0,010 en la primera pulgada y± 0,002 1 in a partir de entonces.

El acabado de la superficie es muy bueno y otras ventajas incluyen la humedad no relacionada con defectos, la permeabi