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Implantes ortopédicos



    1. Biomateriales
    2. Medios en los que se encuentran
      los implantes
    3. Requisitos para los
      implantes
    4. Tipos de metales
      utilizados
    5. Tipos de
      fallas
    6. Diseño de
      implantes

    Introducción

    La finalidad primordial de este trabajo es la
    exposición y análisis de los metales en
    implantes
    ortopédicos. Teniendo especial cuidado en aludir a los
    tipos de metales, sus tratamientos, propiedades químicas y
    mecánicas como así también sus fallas
    características.

    1.
    BIOMATERIALES

    1-1. Material biomédico

    Cualquier sustancia o combinación de sustancias,
    de origen natural o sintético, que pueden ser usados por
    algún período, como todo o como parte de un
    sistema que
    trata, aumenta, o reemplaza algún tejido, órgano o
    función
    del cuerpo

    1-2. Clasificación

    -Según tiempo de
    permanencia:

    1. Material de osteosíntesis: tornillo, clavo,
      roscados, clavos intra medulares, placas, clavos-placas, etc.
      La función de estos implantes es el sostén o
      soporte interno, intra medular, transóseo, adosado o
      fijado al hueso. En general pueden ser extraídos cuando
      el proceso
      biológico reparativo ha terminado, puesto que el hueso
      es capaz de soportar las exigencias habituales sin su
      auxilio.
    2. Prótesis: se
      las emplea para reemplazar total o parcialmente un hueso o una
      articulación irreparablemente dañados en su
      morfología, estructura o
      función.

    -Según la naturaleza
    química de
    los biomateriales, se describe la siguiente
    clasificación:

    1. Polímeros
    2. Cerámicas
    3. Materiales derivados de procesos
      biológicos
    4. Metales
    5. Compuestos (combinación de polímeros,
      cerámicos y metales)

    El tipo de implantes al que referiremos son los metales
    los cuales abarcan aproximadamente el 30 % de las aplicaciones de
    los biomateriales, y son principalmente utilizados en ortopedia,
    marcapasos y como componentes de implantes dentales o válvulas
    cardíacas.

    2. MEDIOS EN LOS
    QUE SE ENCUENTRAN LOS IMPLANTES

    2-1. Medio Bioquímico:

    Las condiciones en las que tienen que actuar los
    implantes quirúrgicos dentro del cuerpo humano,
    son muy severas, ya que se trata de un medio con
    predisposición a producir corrosión en los metales de estos
    dispositivos.

    La norma ASTM (G 15) define la corrosión como el
    deterioro de un material y de sus propiedades, provocado por
    reacción química o electroquímica entre dicho material y su
    entorno.

    En condiciones normales, los fluidos extracelulares del
    cuerpo humano, que

    constituyen el medio agresivo, se pueden considerar como
    una disolución acuosa de oxígeno
    y diversas sales tales como NaCl, MgCl2, KCl, glucosa, etc.
    Se trata, por tanto, de un medio electrolítico que
    contiene iones cloruro y conduce electrones, lo que facilita que
    puedan producirse fenómenos electroquímicos de
    corrosión.

    Se destacan los muy altos valores que
    corresponden al titanio y sus aleaciones,

    debido a su capacidad de pasivarse mediante la
    formación de capas protectoras de óxido en su
    superficie. Por el contrario, la resistencia a la
    corrosión en este medio, es mucho menor para el acero inoxidable
    316L.

    El pH normal de
    los líquidos corporales es casi neutro y está
    comprendido entre pH 7.2 a 7.4. Este valor baja a
    pH 5.2 (ácido) en los lugares donde se produce una herida;
    y en hematoma puede llegar a pH 4. En cambio en
    casos de infección el pH sube a valores alcalinos. En los
    lugares donde se produce corrosión, el medio se vuelve
    ácido por medio de los productos
    corrosivos, favoreciendo aún más dicho proceso. Los
    aceros de cromo, los aceros inoxidables de baja calidad no son
    suficientemente resistentes a la corrosión.

    2-2. Medio Dinámico:

    La perfecta reducción del hueso permite que todo
    el implante sea soportado por él, restituyendo de nuevo el
    equilibrio de
    fuerzas. En este caso solo existen sobre los implantes cargas
    relativamente pequeñas y no críticas, y las
    complicaciones relacionadas con los implantes son mínimas.
    Sin embargo, si el hueso tiene fragmentos faltantes las fuerzas
    de carga no están completamente balanceadas ni
    distribuidas parejamente. El resultado es la concentración
    de tensiones de flexión y torsión sobre las zonas
    del implante donde falta el soporte óseo. El implante
    soporta cargas cíclicas en estas partes y puede surgir el
    riesgo de una
    falla por fatiga. La formación y el desarrollo de
    grietas de fatiga en el implante no requiere que esté
    cargado en el rango de deformación
    plástica.

    Las tensiones locales ocurren bajo carga en el rango de
    deformación elástica y son suficientes para iniciar
    las grietas de fatiga en la superficie del implante. El
    desarrollo del daño
    por fatiga depende del número de ciclos de carga y la
    intensidad de la carga. Esto significa que la fatiga depende del
    ancho de los espacios en el hueso, de la longitud de los brazos
    de palanca, y la intensidad y duración de la carga, si la
    condición de fatiga crítica
    se desarrolla.

    Un implante no sufrirá una fractura por fatiga
    mientras el proceso de curado del hueso progrese normalmente,
    pues la carga disminuye a medida que el hueso soporta más
    carga.

    3. REQUISITOS PARA
    LOS IMPLANTES

    1-Biocompatibilidad.

    2-Resistencia a la corrosión en el medio
    biológico.

    3-Propiedades mecánicas y físicas
    compatibles con su función específica en el cuerpo
    humano.

    4-Resistentes a la fatiga para las aplicaciones de
    cargas cíclicas.

    5-Óseo integración.

    3-1. Resistencia a la fatiga

    Los ensayos de
    fatiga en los materiales
    miden su resistencia a la falla cuando se aplica repetidamente un
    esfuerzo inferior a su límite de fluencia. En estas
    condiciones se define la resistencia a la fatiga como el esfuerzo
    requerido para provocar la ruptura por fatiga en 500 millones de
    ciclos. Es por ello que el
    conocimiento de su valor resulta fundamental para los
    biomateriales, y así poder estimar
    su comportamiento
    a largo plazo.

    4. TIPOS DE METALES
    UTILIZADOS

    Los metales puros no tienen las resistencias,
    elasticidad,
    ductilidad y purezas que requieren los distintos tipos de
    implantes actualmente utilizados en traumatología y
    ortopedia. Por esa razón se recurre a la adición de
    uno o mas metales al elemento base para modificar su estructura
    cristalina y por lo tanto sus propiedades
    físicas.

    Cada estructura cristalina se denomina fase; las
    aleaciones que tienen mas de una fase se llaman
    alotrópicas o polimorfas. El numero de fases de una
    aleación depende del numero y cantidad de elementos de que
    consta, así como el tratamiento en que ha sido
    sometido.

    Las tres mayores familias de aleaciones empleadas
    son:

    •Aleaciones de Cobalto-Cromo-Molibdeno
    (Co-Cr-Mo)

    •Titanio-Aluminio-Vanadio (Ti-Al-V) y Ti casi
    puro

    •Aceros inoxidables tipo AISI 316 (L) (en base a
    Fe-Ni-Mo)

    4.1. Aceros Inoxidables

    La forma más común de aceros empleados en
    las aplicaciones ortopédicas es la 316L, grado 2,
    así designada por la American Society for Testing and
    Materials(ASTM) bajo la especificación ASTM F138. La
    identificación numérica "316" ubica a la
    aleación entre los aceros inoxidables austeníticos;
    la "L"se refiere a la baja concentración de carbono
    (típicamente menor al 0.03 % en peso). Como todo acero, el
    acero inoxidable 316L es una aleación de hierro en
    carbono. Los otros constituyentes son mayoritarios se incluyen el
    cromo, níquel y molibdeno, con pequeñas cantidades
    de manganeso, fósforo, azufre y silicio. Los elementos de
    la aleación afectan a la micro estructura y, por lo tanto,
    a las propiedades mecánicas y a la resistencia a la
    corrosión.

    El cromo en la micro estructura forma óxidos
    (Cr2O3) muy adherentes a la superficie
    metálica, cuando es expuesta al medio ambiente. Esto
    permite mejorar la resistencia a la corrosión, limita el
    ritmo de corrosión electroquímica de mil a un
    millón de veces respecto al metal sin la protección
    del óxido. La mayor parte de las aleaciones
    metálicas reaccionan fuertemente con el oxígeno, de
    modo que la capa de óxido se forma naturalmente cuando el
    metal base es expuesto a la atmósfera. Los
    métodos
    estandarizados (como el baño de ácido
    nítrico) son usados para mejorar la capa y asegurar la
    resistencia a la corrosión apropiada.

    A pesar que el cromo provee la calidad de "inoxidable",
    también estabiliza como fase ferrítica, fase
    cúbica de cuerpo centrado, que es más débil
    que la fase austenítica cúbica de caras centradas.
    El molibdeno provee protección adicional a la
    corrosión, y el silicio añadido con manganeso
    estabiliza la fase ferrítica. Para limitar esta tendencia
    se agrega níquel que estabiliza la fase austenítica
    y asegura la tenacidad de la micro estructura.

    Propiedades del Acero

    Tipo

    Condición

    Tensión de rotura (MPa)

    Límite elástico (MPa)

    Elongación (%)

    316

    Recocido

    515

    205

    40

    Terminado en frío

    620

    310

    35

    Trabajado en frío

    860

    690

    12

    316L

    Recocido

    505

    195

    40

    Terminado en frío

    605

    295

    34

    Trabajado en frío

    860

    690

    12

     

    La concentración de carbono debe mantenerse baja
    en el acero inoxidable 316L para mantener la resistencia a la
    corrosión. Las concentraciones altas de carbono induce a
    su combinación con el cromo para formar carburos
    frágiles segregados en los bordes de grano, debilitando
    significativamente al material y promoviendo la fractura por
    corrosión. Esta condición, denominada
    sensivitivación, es responsable directa de las fallas
    mecánicas de las prótesis ortopédicas
    fabricadas con altos contenidos de carbono.

    Las especificaciones ASTM exigen que el proceso de
    manufactura
    del acero inoxidable 316L conduzca a micro estructuras
    austeníticas, libres de carburos o inclusiones que
    comprometan la resistencia a la corrosión. El
    tamaño de grano recomendado es pequeño (100
    micrones aproximadamente) para asegurar la tenacidad adecuada
    para las aplicaciones ortopédicas. El tamaño de
    grano puede controlarse durante el proceso de
    solidificación, los tratamientos térmicos
    ulteriores y el trabajado en frío del material. El acero
    inoxidable es trabajado en frío en un 30 % de las
    aplicaciones ortopédicas.

    Una desventaja potencial del acero inoxidable de las
    aplicaciones en prótesis es su susceptibilidad a la
    corrosión por tensión o en rendija. En cada proceso
    de corrosión hay dos reacciones, una reacción
    anódica en la cual el metal es oxidado a su forma
    iónica y una reacción catódica en la cual
    los electrones son consumidos , (en una solución acuosa
    con oxigeno
    disuelto). Este proceso reduce el pH, causando la
    oxidación metálica.

    El agrietamiento por corrosión bajo
    tensión resulta por la combinación de las tensiones
    aplicadas y la corrosión ambiental, que conducen a la
    falla mecánica del material, aun cuando el medio
    o la carga, por si mismas, puedan ser insuficientes para conducir
    a la falla. El agrietamiento por corrosión bajo
    tensión ocurre a bajas tensiones, situación
    frecuente en implantes con tensiones residuales: el inicio del
    agrietamiento es acelerado por el proceso de corrosión, y
    las grietas siguen creciendo bajo las tensiones
    aplicadas.

    La preocupación sobre la corrosión y los
    subsecuentes efectos sobre la biocompatibilidad a largos plazos
    ha motivado el empleo del
    acero inoxidable en sistemas de
    fijación de fracturas. Estas aplicaciones frecuentemente
    requieren la remoción del dispositivo al momento que
    ocurra la cura del hueso. Las prótesis permanentes han
    sido fabricados de acero inoxidable, demostrando que puede ser
    usado en aplicaciones de alta exigencia.

    4-2. Aleaciones Cr-Co

    Las aleaciones de cobalto-cromo incluyen composiciones
    inicialmente destinadas a la manufactura por colada (ASTM F75) y
    por forjado (ASTM F799) y por trabajado en frío ASTM F790
    y F562). Todas estas aleaciones son primariamente de cobalto con
    cantidades significativas de cromo para mejorar la resistencia a
    la corrosión (como ocurre con el acero inoxidable). El
    cromo forma una capa fuertemente adherente de óxido que
    provee de la pantalla anti-corrosiva contra el medio. Las
    aleaciones F75 y F90 contienen aproximadamente 60 % de cobalto y
    28 % de cromo. Las aleaciones F799 y F562 tienen menos cobalto y
    cromo, y en su lugar tienen grandes cantidades de otros elementos
    de la aleación (aprox. 15 % de tungsteno en la F799 y 35 %
    de níquel en la F562 ).

    Las propiedades mecánicas de las aleaciones son
    el resultado del proceso de manufactura que conducen a distintas
    micro estructuras. Por ejemplo la aleación F75 ha sido
    frecuentemente usada para la colada de precisión (método de
    la cera perdida). Los moldes de cera con la forma y las
    dimensiones finales del dispositivo ortopédico son
    revestidas con cerámica. Ésta es fogueada en un
    horno (la cera se pierde a medida que se funde dentro del molde
    cerámico). La aleación F75 fundida se cuela o
    presuriza en el molde permitiendo su
    solidificación.

    El molde cerámico se rompe descubriendo la parte
    metálica, la que luego puede ser terminada en el
    dispositivo final.

    El control de
    calidad puede tener problemas
    durante el proceso de colada. Si la solidificación es muy
    lenta los granos tienen mucho tiempo para crecer, por lo tanto
    disminuir la resistencia mecánica del material. En cambio si la
    dosificación es muy rápida, el aire en el
    interior del molde y los gases
    desprendidos durante el proceso de solidificación pueden
    quedar atrapados en la micro estructura, causando la
    concentración de tensiones indeseables que pueden causar
    la falla prematura. Finalmente, si las condiciones de
    enfriamiento no son ideales, los carburos que se forman en la
    micro estructura son tan grandes, que causan el debilitamiento
    del material, reduciendo su ductilidad y su resistencia a la
    corrosión.

    Para sobrepasar estos problemas, la aleación
    puede ser fabricada con técnicas
    pulvimetalúrgicas. El polvo fino de la aleación es
    compactada y sinterizada formando una pieza tenaz de forma neta.
    Luego la pieza es forjada bajo presión y
    calentada en la forma final. La micro estructura resultante tiene
    un tamaño de grano más pequeña y una
    distribución más uniforme que la
    aleación colada, por lo tanto con mejores propiedades
    mecánicas.

    Propiedades de las aleaciones de
    Co-Cr-Mo:

    Condición

    Tensión de ruptura (MPa)

    Límite elástico (MPa)

    Elongación (%)

    Colado (F76)

    655

    450

    8

    Solubilizado por forjado. Recocido
    (F562)

    795 – 1000

    240 – 655

    50

    Trabajado en frío

    1790

    1585

    8

    Recocido completamente

    600

    276

    50

     

    La aleación F75 es usada para la
    fabricación de revestimientos porosos para la
    fijación biológica de prótesis
    ortopédicas. Las propiedades resultantes de los
    dispositivos con revestimiento poroso dependerá de la
    micro estructura del sustrato metálico y de las
    partículas empleadas como también del proceso de
    sinterizado térmico usado para conectarlas. El sinterizado
    involucra temperaturas muy altas (próximas al punto de
    fusión
    de la aleación).

    La aleación F799 para forja posee propiedades
    mecánicas que son superiores a la aleación colada.
    El forjado en caliente reduce efectivamente el tamaño de
    grano, cierra los poros a través de una combinación
    de presión y calor , y
    rompe los carburos en una distribución
    uniforme.

    La operación de forjado termomecánico
    también induce a la mejora de la micro estructura y las
    propiedades mecánicas. Las aleaciones F90 y F562 mejoran
    sus propiedades mecánicas en más de un 40% por
    medio del trabajado en frío. La adición de
    tungsteno en la F90 mejora su maquinabilidad y su
    fabricación por trabajado en frío.

    La facilidad de fabricación y el amplio rango de
    las propiedades disponibles para las aleaciones de cobalto las
    hacen ideales para un amplio rango de aplicaciones
    ortopédicas, incluyendo todos los componentes
    metálicos de todos los reemplazos articulares como los
    dispositivos de fijación de fracturas. El contenido de
    cromo de estas aleaciones provee de una excelente resistencia a
    la corrosión (superior a la del acero inoxidable). El uso
    clínico prolongado ha probado que estas aleaciones son
    excepcionales por su biocompatibilidad.

    Son utilizadas dos tipos de composiciones:

    Aleaciones Co-Cr-Mo: utilizadas frecuentemente en
    piezas coladas. Material usado desde hace muchos años en
    restauraciones dentales. Aleaciones empleadas en articulaciones
    artificiales. Tienen buena resistencia a la
    corrosión.

    Aleaciones Co-Ni-Cr-Mo: utilizadas normalmente
    como piezas forjadas. Empleados especialmente en vástagos
    de implantes altamente cargados tales como caderas y rodillas.
    Resistencia elevada a la corrosión en medio salino y
    carga. El trabajado en frío puede incrementar la tenacidad
    en más de un 100 % , pero no resulta práctico para
    el uso en estructuras grandes como implantes de cadera. Pobre
    resistencia al desgaste con el mismo metal y otros materiales.
    Resistencia a la fatiga y tenacidad mayores al Co Cr Mo.
    Aleación buena para componente de vida útil
    prolongada. El cobalto y cromo son los elementos mayoritarios,
    formando una solución sólida con hasta un 65 % (en
    peso) de Co. El molibdeno promueve la formación de granos
    pequeños.

    Procesado de aleaciones de
    Cobalto-Cromo

    Co-Cr-Mo

    Coladas en moldes, principalmente hechos a partir de
    modelos de
    cera. La temperatura
    del molde durante la colada (800 – 1000°C) determina  el
    tamaño de grano del material solidificado. Los granos
    grandes debilitan a la aleación a altas temperaturas. En
    cambio, los carburos precipitados permiten que sea menos
    frágiles.

    Co-Ni-Cr-Mo Estas aleaciones son forjadas en
    caliente para modelarlas por deformación plástica
    sin producirles grietas. Los materiales calentados requieren
    menos energía para su deformación. La
    aleación en caliente es modelada por compresión
    empleando moldes.

    4-3. Aleaciones de Ti

    El titanio y sus aleaciones son de interés
    particular para las aplicaciones biomédicas debido a su
    excepcional biocompatibilidad y resistencia a la corrosión
    . Su resistencia a la corrosión, provista por una capa
    pasiva adherente de óxido de titanio ( TiO2) ,
    que excede significativamente las del acero inoxidable y de las
    aleaciones de cobalto. La corrosión uniforme en soluciones
    salinas es extremadamente limitada y la resistencia a la
    corrosión al picado, la intergranular y la de rendija son
    excelentes.

    Además, las superficies de oxido de titanio y sus
    aleaciones, son bien toleradas en contacto con el hueso,
    volviéndose óseo integradas con poca evidencia de
    la formación de una capa fibrosa entre el hueso y el
    implante.

    El titanio-CP(ASTM F67) es usado muy extensivamente en
    implantes dentales , pero es usado primariamente en
    cirugía ortopédica para formar revestimientos
    porosos que son sinterizados sobre los componentes de aleaciones
    de titanio para los reemplazos articulares. Las propiedades del
    titanio-CP dependen del contenido de oxígeno. A bajas
    concentraciones el incremento del contenido de oxígeno
    mejora las propiedades mecánicas.

    Propiedades de las aleaciones de Ti:

    Aleación

    Tensión de ruptura (MPa)

    Límite elástico (MPa)

    Elongación (%)

    Ti – Grado 1-4

    240 – 550

    170 – 485

    24 – 15

    Ti – 6Al – 4V

    860

    795

    10

     

    La forma más común de titanio utilizado en
    aplicaciones ortopédicas es la aleación de
    titanio-aluminio-vanadio (ASTM F136). Los elementos primarios de
    la aleación son el aluminio y el vanadio que están
    limitados a 5,5-6,5 % en peso y 3,5-4,5 % en peso,
    respectivamente, de modo que la aleación es frecuentemente
    llamada Ti-6Al-4V o simplemente Ti-6-4.

    La aleación es usada en implantes
    ortopédicos en su forma intersticial extra baja, en la
    cual la concentración de oxigeno es mantenida muy baja
    para evitar su fragilización y maximizar su resistencia y
    ductilidad.

    La aleación puede ser mecánicamente
    trabajada para alterar sus propiedades. Típicamente, la
    micro estructura es una fase alfa de grano fino con la fase beta
    presente como partículas aisladas que precipitan en los
    bordes de grano.

    Esta micro estructura posee excelente resistencia a la
    fatiga comparadas con las otras formas de las aleaciones de
    titanio. Las propiedades mecánicas de Ti-6Al-4V son
    más adecuadas para la mayor parte de las aplicaciones
    ortopédicas. El módulo elástico de la
    aleación es aproximadamente la mitad de la de los aceros
    inoxidables y de las aleaciones de cobalto, haciendo de esta
    aleación un candidato ideal para reducir la rigidez
    estructural de un dispositivo sin cambiar su forma.

    Esta consideración mecánica ha conducido
    al uso de la aleación de titanio en dispositivos de
    fijación de fracturas y fijación espinal,
    incluyendo placas, uñas y tornillos. La misma
    consideración ha llevado el uso de la aleación de
    titanio en mallas para los reemplazos articulares
    totales.

    Una desventaja de la aleación de titanio es su
    sensibilidad a las muescas. Una concentración de
    tensión producida por ralladura o por el uso de pinzas
    reduce la vida útil del componente causada por
    fatiga.

    Otra desventaja del titanio es su baja dureza en
    comparación con las aleaciones de cobalto. La dureza
    involucra un termino ambiguo, referido a un número de
    propiedades mecánicas pero frecuentemente asociado a la
    resistencia elástica y a las deformaciones
    plásticas.

    La aleación de titanio es aproximadamente 15 %
    más blanda que la aleación de cobalto. La reducida
    dureza del titanio debe considerarse en las aplicaciones
    articulares debido a su resistencia al desgaste.

    Las observaciones clínicas han demostrado un
    significativo rayado y desgaste de las cabezas femorales de
    cadera total hechas con aleación de titanio. Las
    mediciones de los niveles de titanio y aluminio de los tejidos y fluidos
    tomados de articulaciones de cadera, han confirmado el
    desprendimiento de cantidades significativas de estos elementos
    desde las cabezas femorales. Estas observaciones sugieren que las
    aleaciones de titanio que no han sido sujetas a procesados
    superficiales adicionales, (implantación iónica) no
    deberían ser usadas en superficies articulares.

    A pesar de la gran evidencia clínica de la
    excelente biocompatibilidad de las aleaciones de titanio , existe
    preocupación por la liberación de elementos
    citotóxicos como el vanadio, que puede causar problemas
    locales y sistémicos.

    Esto ha motivado la introducción de otras aleaciones de titanio
    en las cuales el titanio ha sido reemplazado por otros elementos
    como el niobio.

    Las aleaciones de beta titanio han sido destinadas para
    aplicaciones ortopédicas. Estas aleaciones tienen
    concentraciones de molibdeno mayores que el 10 % para permitir
    estabilizar la fase beta a temperatura ambiente.

    Las aleaciones beta pueden ser procesadas para alcanzar
    módulos elásticos más bajos (cerca del 20 %)
    y con resistencia a la corrosión por rendija mejor que
    Ti-6Al-4V.

    Junto con su excelente formabilidad, las aleaciones beta
    son candidatos para un amplio rango de aplicaciones
    ortopédicas.

    Procesado de Aleaciones de Titanio:

    Estas aleaciones son muy reactivas con el oxígeno
    a altas temperaturas. Las altas temperaturas de procesado hacen
    indispensable el empleo de atmósferas inertes o de
    vacío. El trabajado en caliente o el forjado debe ser
    conducido a temperaturas menores a 925°C. Los problemas del
    mecanizado aparecen debido a la reactividad del titanio con los
    otros metales empleados como herramientas o
    moldes. Esas dificultades se pueden minimizar utilizando
    herramientas filosas a velocidades de corte bajas.

    El mecanizado electroquímico es otra forma para
    evitar problemas.

    4-4. Nuevas Aleaciones

    Superaleación MA 956:

    El más esperanzador para el empleo convencional
    en aplicaciones como prótesis de cadera y rodilla e
    implantes dentales.

    La MA 956 es una superaleación ferrítica,
    procesada vía pulvimetalurgia por

    aleado mecánico (MA) y mediante tratamientos
    termomecánicos. Su composición química es
    Fe-20 %Cr-4,5 %Al-0,5 %Ti-0,5 %Y2O3 (en
    masa). Como se ve, lleva incorporado un dispersoide, la ytria,
    que le proporciona una fase termodinámicamente estable
    cuando es sometida a altas temperaturas (superiores a 1050°C)
    y facilita la formación de una capa superficial, de unos 5
    µm, de alúmina
    α, fina, densa y muy bien adherida. Esta capa proporciona
    un excelente comportamiento frente a la
    oxidación.

    Aleaciones con memoria de
    forma:

    El efecto memoria de forma está
    íntimamente relacionado con la pseudo elasticidad y ambos
    se basan en la transformación termo elástica
    martensítica (austenita → martensita) que puede
    obtenerse por enfriamiento o inducirse por esfuerzos.

    En dicha transformación el material modifica su
    estructura cristalina a un sistema hexagonal compacto propio de
    la martensita, transformación que se produce sin
    difusión. Pues bien, la pseudo elasticidad se da si, una
    vez inducida una transformación martensítica
    mediante un esfuerzo, al cesar éste, la martensita
    producida resulta ser inestable en el rango de temperaturas en
    que se opera. La deformación producida durante la
    aplicación del esfuerzo se recupera al cesar, ya que la
    martensita vuelve a la fase inicial.

    Dentro de las diferentes posibilidades estudiadas, la
    aleación Ni-Ti, combina las características del
    efecto memoria de forma y la pseudo elasticidad con una excelente
    resistencia a la corrosión y al desgaste, además de
    buena compatibilidad, lo que hace de ella un biomaterial muy
    apropiado, particularmente en cirugía ortopédica y
    odontología.

    Así, algunas posibles aplicaciones de estas
    aleaciones incluirían arcos de ortodoncia, clips de
    aneurismas intracraneales, filtros de vena cava, músculos
    de contracción artificial, etc. En Francia y
    Alemania ya se
    han realizado con ellas algunos implantes ortopédicos como
    las grapas. En EE.UU. y Canadá las investigaciones
    se orientan hacia implantes cardiovasculares y hacia su
    utilización en microcirugía y cirugía no
    invasiva. Por último, Rusia y
    China las han
    utilizado en prótesis coronarias y en implantes de
    corrección de columnas vertebrales, sin que hasta la fecha
    se hayan producido problemas acusados.

    5.
    Tipos de fallas

    5-1. Macro fallas:

    En general, un implante se considera que ha fallado si
    debe ser extraído prematuramente y, se asumen dos tipos de
    fallas: la primera incluye deformaciones permanentes, fracturas
    por sobrecarga, fracturas por fatiga, corrosión, desgaste,
    etc., y la segunda por infección, inflamación y otras reacciones del cuerpo
    ante la presencia del implante. Las cargas estáticas y
    cíclicas, que en general se presentan en forma combinada,
    generan en el dispositivo un sistema de tensiones sumamente
    complejo a lo que debe sumar que él debe permanecer en un
    medio químico hostil.

    La "fatiga" que deben soportar determinados dispositivos
    sometidos a un gran número de ciclos de carga, es muy
    grande, por lo que, los implantes deben estar diseñados
    apropiadamente y fabricados con metodologías y materiales
    que garanticen comportamiento y durabilidad ilimitada. La
    corrosión es otro de los factores altamente peligroso. Los
    aceros inoxidables y otras aleaciones son susceptibles a esta
    forma de corrosión.

    5-2. Micro fallas:

    Los implantes pueden estar sujetos a ataques
    superficiales por corrosión o desgaste. Estos ataques
    pueden ser relativamente suaves. Estos ocurren
    microscópicamente, no interfiriendo con el funcionamiento
    del implante o la cura del hueso, y no requieren de
    reoperación. Sin embargo, el intenso desgaste de los
    componentes del implante puede ocasionalmente hacer necesaria la
    intervención para su reemplazo.

    Por otra parte, la corrosión de implantes
    involucrando su disolución, requiere de
    reoperación. Estos casos ocurren frecuentemente con
    implante fabricados con materiales que no siguen las normas para
    implantes ortopédicos.

    5-3. Desgaste de metales y aleaciones:

    Esta propiedad
    resulta especialmente significativa cuando el material se va
    a

    emplear en prótesis de unión. El desgaste
    se produce al entrar en contacto dos cuerpos por medio de una
    carga que hace que uno se desplace respecto a otro. Se requiere
    una fuerza
    paralela a la superficie de contacto que mantenga la velocidad
    constante, superando así la fuerza de fricción. En
    las articulaciones artificiales de cadera o de rodilla
    intervienen conjuntamente componentes metálicos que se
    deslizan bajo carga, con componentes poliméricos.
    Así, además del posible desgaste del material
    metálico hay que considerar el desgaste del
    polietileno.

    La aleación Ti-6Al-4V ampliamente utilizada para
    la fabricación de prótesis

    osteo articulares, presenta como principales ventajas,
    baja densidad, buenas
    propiedades mecánicas, gran biocompatiblidad y elevada
    resistencia a la corrosión y a la fatiga. Sin embargo, al
    igual que las restantes aleaciones de titanio, tiene una limitada
    resistencia al desgaste, debido a su baja dureza. Para salvar
    este inconveniente se ha descubierto que mediante
    nitruración superficial en horno eléctrico (4 horas
    a 1.100° C), en atmósfera de nitrógeno, se
    obtienen capas de TiN, compactas, homogéneas y con una
    dureza 3 veces superior a la del material de partida.

    Además la adherencia de estas capas al substrato
    es total, sin que aparezcan grietas en el
    recubrimiento.

    6. DISEÑO DE
    IMPLANTES

    Todas las restricciones fisiológicas hacen que el
    diseño
    del implante ideal no sea posible; optándose con un
    diseño que comprometa algunos de los factores. Por otra
    parte, la compatibilidad biológica, la duración del
    implante es uno de los requisitos básicos. El implante no
    puede diseñarse con márgenes de seguridad altos
    para todas las condiciones de carga pues el volumen y la
    rigidez excederían los límites
    biológicos. Un implante diseñado para una
    resistencia mecánica y a la fatiga altas podría ser
    demasiado rígido y podría apantallar el hueso de
    las tensiones de carga fisiológica. Esto conduciría
    a la rarefacción de la estructura ósea.

    Si la elasticidad de las placas y tornillos no
    está en relación adecuada uno a otro o al hueso,
    los tornillos pueden expulsarse fuera del hueso o pueden
    romperse.

    Si por el contrario, la placa es muy flexible la
    unión ósea puede fallar. Si las áreas
    cubiertas por las placas son muy grandes el suministro
    sanguíneo puede ser deficiente.

    Los implantes son usualmente diseñados para
    mantener su forma a menos que ocurra un accidente. Como se ha
    discutido previamente la resistencia a la fatiga no es ilimitada.
    Se han desarrollado técnicas quirúrgicas adecuadas
    para alcanzar fijaciones estables.

    LIMITACIONES DEL DISEÑO DE
    IMPLANTES

    *Márgenes de seguridad mecánicos altos:
    volumen y rigidez altos, incompatibilidad
    biológica.

    *Resistencia mecánica y a la fatiga altas:
    implante rígido, reducción de la carga sobre hueso,
    mal crecimiento óseo.

    *Elasticidad de placas y tornillos alta: tornillos
    expulsados del hueso, falla de crecimiento.

    *Placas grandes: deficiente irrigación
    sanguínea, mal crecimiento óseo.

    Conclusión

    Los tres grandes grupos de
    aleaciones metálicas utilizadas en implantes son: aceros
    inoxidables (316L), aleaciones Cr-Co (Cr-Co-Mo y Cr-Co-Ni-Mo) y
    las aleaciones de Ti (Ti-6Al-4V). Cada una de ellas presentan
    diferentes propiedades, ventajas y desventajas dependiendo de sus
    usos y finalidades.

    Hasta el día de hoy las aleaciones de Ti parecen
    ser las más aptas debido a su amplio campo de
    aplicación y propiedades. Sin embargo estudios
    clínicos han revelado ciertos problemas locales y
    sistemáticos en el cuerpo humano. Por ello nuevas
    aleaciones tales como la Superaleación MA 956 y las
    aleaciones con memoria de forma están cobrando mayor
    importancia.

     

     

    Benjamin Bianchi

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