Descarga la aplicación para disfrutar aún más
Esta es una vista previa del archivo. Inicie sesión para ver el archivo original
1 MANUFACTURA, APLICACIÓN Y CARACTERIZACIÓN DE UN IMPLANTE ÓSEO VETERINARIO MEDIANTE MANUFACTURA ADITIVA DE UN COMPUESTO DE HUESO Y BIOPOLÍMEROS JAIME ANDRES MORENO RAMOS UNIVERSIDAD DE LOS ANDES FACULTAD DE INGENIERÍA DEPARTAMENTO DE INGENIERÍA MECÁNICA BOGOTÁ D.C. - COLOMBIA DICIEMBRE DE 2018 2 MANUFACTURA, APLICACIÓN Y CARACTERIZACIÓN DE UN IMPLANTE ÓSEO VETERINARIO MEDIANTE MANUFACTURA ADITIVA DE UN COMPUESTO DE HUESO Y BIOPOLÍMEROS JAIME ANDRES MORENO RAMOS Proyecto de grado para optar por el título del programa de pregrado de Ingeniería Mecánica Asesor: FABIO ARTURO ROJAS MORA Dr. Eng. Mec. Profesor Asociado - Investigador UNIVERSIDAD DE LOS ANDES FACULTAD DE INGENIERÍA DEPARTAMENTO DE INGENIERÍA MECÁNICA BOGOTÁ D.C. - COLOMBIA DICIEMBRE DE 2018 3 Agradecimientos A mis padres por su apoyo durante todos estos años de estudio, por ayudarme a solucionar problemas durante la realización de este proyecto y sus llamados de atención para hacer las cosas de la mejor manera. Nada de lo que he logrado habría sido posible sin su apoyo, son la motivación diaria para superarme cada día de mi vida, lo que pueda darles es poco en comparación a lo que he recibido de ustedes. A mi tía Magda y toda su familia por su compañía y cariño, a la distancia de mi lugar natal ustedes siempre me brindaron un hogar y un espacio en sus vidas que me ayudó a sentirme como en casa y por tanto no tener ningún problema a la hora de afrontar los retos que la vida me traía. Cada rico almuerzo, cada invitación, cada charla fue para mí un espacio de calma que me ayudo a hacer las cosas de la mejor manera posible cada día. Nico, María, Nacha y Tío Hernando estaré siempre agradecido con ustedes. A mis abuelos y demás tíos, siempre han sabido que su compañía es para mí motivo de alegría y que en todos ustedes siempre me apoyo para llevar una vida feliz, aunque no lo exprese en palabras cada conversación y momento de compañía llena mi ser. Gracias por sus enseñanzas y acompañarme a crecer como una persona íntegra. Familia gracias por acompañarme y ayudarme a sentir tranquilidad cada que pude viajar a Tunja a visitar, jugar cartas, hablar, reír y ver futbol recargué mis energías para seguir adelante. A María José, en los momentos más difíciles, en las horas más oscuras, en la enfermedad y cuando más lo necesité siempre tuve tu compañía y apoyo, esta etapa estuvo llena de obstáculos que permitieron conocer mis capacidades, fortalezas y debilidades, pero siempre estuviste ahí para ayudarme a ver de lo que era capaz. A mis primos Sebastián, Daniel y Santiago agradezco la compañía y cada palabra de aliento. A Jhon Jairo, Miriam y cada persona que me ayudo en algún tema de logística en la realización de este trabajo. A el ingeniero Fabio Rojas por el apoyo, las ideas y el interés mostrado en cada etapa de realización de este proyecto, su tutoría me permitió seguir adelante en los momentos más difíciles y me guio en la toma de decisiones para desarrollar de manera óptima este proyecto, el aprendizaje obtenido en esta etapa ha formado grandes cualidades, agradezco la confianza depositada en mi para la elaboración de este proyecto. A todas las personas del departamento de Ingeniería Mecánica, en especial Jimmy, Juan Carlos y Gerardo. A cada persona que de alguna forma u otra estuvo presente. 1 Contenido Pag. I. INTRODUCCIÓN .......................................................................................................... 6 II. ANTECEDENTES .......................................................................................................... 7 III. MOTIVACIÓN ......................................................................................................... 12 IV. OBJETIVOS .............................................................................................................. 14 Objetivo General ............................................................................................................... 14 Objetivos Específicos ....................................................................................................... 14 V. MARCO TEÓRICO ...................................................................................................... 15 VI. FABRICACIÓN DEL MATERIAL .......................................................................... 22 i. Selección del proceso de manufactura....................................................................... 22 ii. Obtención y tratamiento de la materia prima ............................................................ 23 a. Lavado y limpieza de la materia prima .................................................................. 24 b. Corte del hueso ...................................................................................................... 25 c. Liofilización ........................................................................................................... 25 iii. Fabricación del Polvo de Hueso ................................................................................ 26 a. Pre molienda .......................................................................................................... 26 b. Molienda ................................................................................................................ 28 iv. Fabricación del filamento .......................................................................................... 28 v. Manufactura aditiva ................................................................................................... 30 vi. Mecanizado ................................................................................................................ 32 VII. RESULTADOS ......................................................................................................... 34 i. Caracterización del polvo de hueso ........................................................................... 34 a. Tamaño de partícula ............................................................................................... 34 b. Factor de Forma ..................................................................................................... 34 ii. Mezclador interno ...................................................................................................... 35 a. PLA Grethsell ........................................................................................................ 36 b. PLA/PHA Flexible ................................................................................................. 36 c. PLA INGEO 2003D ............................................................................................... 37 iii. Parámetros de impresión ........................................................................................... 37 iv. Caracterización del material ...................................................................................... 38 2 a. Flexión ................................................................................................................... 38 b. Dureza .................................................................................................................... 41 c. Rugosidad .............................................................................................................. 42 d. Calidad de impresión ............................................................................................. 42 e. Distribución del polvo de hueso en el material ...................................................... 44 VIII. MODELO ESTADÍSTICO ....................................................................................... 46 i. Flexión ....................................................................................................................... 46 ii. Dureza ........................................................................................................................ 47 iii. Rugosidad .................................................................................................................. 47 IX. DISCUSIÓN DE RESULTADOS............................................................................. 48 i. Caracterización del polvo de hueso ........................................................................... 48 a. Tamaño de partícula ............................................................................................... 48 b. Factor de Forma ......................................................................................................... 48 ii. Mezclador interno ...................................................................................................... 48 iii. Parámetros de impresión ........................................................................................... 48 iv. Caracterización del material ...................................................................................... 49 a. Flexión ................................................................................................................... 49 b. Dureza .................................................................................................................... 49 c. Rugosidad .............................................................................................................. 50 d. Calidad de impresión ............................................................................................. 50 e. Distribución de polvo de hueso en el material ....................................................... 50 X. CONCLUSIONES ........................................................................................................ 52 XI. RECOMENDACIONES ........................................................................................... 53 XII. BIBLIOGRAFIA ....................................................................................................... 54 3 Ilustraciones Pag. Ilustración 1. Diferentes partes del hueso (Zaera Polo 2015)............................................... 16 Ilustración 2. Denominación y clasificación de las fracturas en función de su complejidad y tipo (Zaera Polo 2015). ......................................................................................................... 17 Ilustración 3. Representación esquemática de una extrusora (Beltrán Rico y Marcilla Gomis 2012). .................................................................................................................................... 20 Ilustración 4. Esqueleto Bovino (García 2018). ................................................................... 23 Ilustración 5. Hueso fresco después de retirar el tuetano y los residuos mayores de carne. 24 Ilustración 6. Hueso limpio. ................................................................................................. 24 Ilustración 7. División del hueso (Mendoza G 1991). .......................................................... 25 Ilustración 8. Huesos liofilizados ......................................................................................... 25 Ilustración 9. Molde para el caramelo y el hueso ................................................................. 26 Ilustración 10. Mecanizado probeta caramelo y polvo de hueso .......................................... 27 Ilustración 11. Polvo de hueso pre molienda ........................................................................ 27 Ilustración 12. Molino de Alta Energía ................................................................................ 28 Ilustración 13. Perfil de Temperatura para la fabricación del filamento .............................. 29 Ilustración 14. Filamento enfriado al ambiente .................................................................... 29 Ilustración 15. Halado del filamento .................................................................................... 30 Ilustración 16. Filamento enfriado en agua .......................................................................... 30 Ilustración 17. Protolab 3D GigaBox ................................................................................... 30 Ilustración 18. Probetas de impresión de prueba para diferentes parámetros ...................... 31 Ilustración 19. Simulación de impresión .............................................................................. 32 Ilustración 20. Probetas para caracterización ....................................................................... 32 Ilustración 21. Probetas para mecanizado ............................................................................ 33 Ilustración 22. Material mecanizado .................................................................................... 33 Ilustración 23. Análisis de grano para factor de forma ......................................................... 35 Ilustración 24. Prueba de flexión INSTRON 3367. ............................................................. 38 Ilustración 25. Microscopia optica del material ................................................................... 44 Ilustración 26. Defectos en la manufactura .......................................................................... 45 file:///C:/Users/usr/Desktop/PROYECTO%20DE%20GRADO.docx%23_Toc534994407 file:///C:/Users/usr/Desktop/PROYECTO%20DE%20GRADO.docx%23_Toc534994411 file:///C:/Users/usr/Desktop/PROYECTO%20DE%20GRADO.docx%23_Toc534994412 file:///C:/Users/usr/Desktop/PROYECTO%20DE%20GRADO.docx%23_Toc534994417 file:///C:/Users/usr/Desktop/PROYECTO%20DE%20GRADO.docx%23_Toc534994418 4 Tablas Tabla 1. Tiempo máximo de contacto para el polvo de hueso en diferentes tamaños ......... 23 Tabla 2. Parámetros de Impresión ........................................................................................ 37 Tabla 3. Parámetros de prueba de flexión ............................................................................ 38 Tabla 4. Propiedades de flexión del compuesto con 20% PH .............................................. 39 Tabla 5. Propiedades de flexión del compuesto con 5% PH ................................................ 40 Tabla 6. Propiedades de flexión del PLA ............................................................................. 40 Tabla 7. Resultados de Rugosidad ........................................................................................ 42 Tabla 8. Grados de tolerancia normalizados ........................................................................ 42 Tabla 9. Tolerancias del sistema ISO ................................................................................... 43 Tabla 10. Medidas de las probetas ....................................................................................... 43 Tabla 11. Unidad de Tolerancia ........................................................................................... 44 Tabla 12. Calidad ISO .......................................................................................................... 44 Tabla 13. Análisis de varianza para esfuerzo de flexión ...................................................... 46 Tabla 14. Análisis de varianza para módulo de elasticidad tangente ................................... 46 Tabla 15. Análisis de varianza para dureza .......................................................................... 47 Tabla 16. Análisis de varianza para rugosidad ..................................................................... 47 file:///C:/Users/usr/Desktop/PROYECTO%20DE%20GRADO.docx%23_Toc534994442 5 Figuras Pag. Figura 1. Distribución del tamaño de partícula de polvo de hueso ...................................... 34 Figura 2. Distribución del factor de forma para las partículas de polvo de hueso ............... 35 Figura 3. Torque Vs. Tiempo PLA Grethsell ....................................................................... 36 Figura 4. Torque Vs. Tiempo PLA/PHA Flexible................................................................ 36 Figura 5. Torque Vs. Tiempo PLA INGEO 2003D ............................................................. 37 Figura 6. Esfuerzo Vs. Deformación 20%PH - 80%PLA .................................................... 39 Figura 7. Esfuerzo Vs. Deformación 5% PH – 95% PLA .................................................... 39 Figura 8. Esfuerzo Vs. Deformación PLA ........................................................................... 40 Figura 9. Propiedades de flexión para diferentes proporciones de PH ................................. 41 Figura 10. Dureza Vs. Porcentaje de PH .............................................................................. 41 6 I. INTRODUCCIÓN El atropellamiento de animales, en especial de perros, es una situación común en Colombia, sobretodo en caninos que viven en las calles. En ocasiones estos animales cuentan con la fortuna de recibir tratamiento veterinario en el cual se trata una alta probabilidad de sufrir una fractura, para la cual el tratamiento más indicado es la fijación interna, principalmente por la dificultad de usar de manera adecuada una fijación externa, sin generar daños en los tejidos blandos del brazo (Santoscoy Mejía 2008). Para esto se usan placas de compresión dinámica generalmente colocada lateral o cranealmente, utilizando tornillos corticales combinados con tornillos de tracción para unir fragmentos aislados (Silva Pineda 2018). Una vez superada esta etapa y la primera parte de la recuperación del animal, en la cual el hueso ha sanado completamente, existen dos opciones: retirar el implante o dejarlo por el resto de la vida del animal. En ambos casos existen implicaciones relacionadas al procedimiento y al implante, siendo en el primero que en el sitio en el cual se ubicaron los implantes es necesario realizar un injerto de hueso o bien dejar el orificio causado por los tornillos, si se da esta condición existe una alta probabilidad de fractura en dicha zona debido a que existirá un concentrador de esfuerzos. Si se decide dejar el implante en el cuerpo del animal puede generar problemas ortopédicos especialmente dolores en la zona de la cirugía debido al material que usualmente es acero quirúrgico en estos casos. Por lo tanto, se convierte en una necesidad facilitar la regeneración o relleno de hueso con un procedimiento de bajo costo y saludable para el paciente. Otro tipo de lesión común que sufren los animales es la rotura de ligamento cruzado anterior, lo cual es consecuencia de una inflamación de la rodilla, donde el animal sufre de cojera debido al cambio de ángulo de la rodilla tras la rotura del ligamento. Para la curación de esta lesión la técnica más avanzada es el avance de la tuberosidad tibial (TTA), en donde el perro se le cambia la biomecánica de la rodilla al cambiar los ángulos de la articulación, de modo que el animal puede apoyar la pata nuevamente. La cirugía consiste en realizar un corte en la tuberosidad tibial y avanzarla mediante unos implantes de titanio. Con ello se consigue que el ligamento tibiorotuliano sea perpendicular a la línea que pasa por la meseta tibial (Vets Affinity 2017). En la actualidad existen algunos tornillos y placas de materiales bio-compatibles pero su uso se limita en gran parte a la medicina, de esto modo surge la necesidad de beneficiar a la veterinaria con dichos elementos que permitan mejorar la calidad de vida de los animales. Se puede utilizar el conocimiento existente de los materiales biodegradables alternativos en la medicina para su utilización en la veterinaria e incluso utilizar los resultados obtenidos para mejorar su utilización en personas. De este modo, existe demanda en el campo veterinario para el desarrollo y producción de elementos clínicos para el tratamiento de fracturas, dado que los materiales y las técnicas existentes pueden resultar costosas, sobre todo en los casos ocurridos en los animales callejeros donde no existe una persona que se encargue del tratamiento del animal en la mayoría de los casos. 7 II. ANTECEDENTES Con base en el conocimiento y el arte acumulados por siglos en diferentes culturas y regiones, surgió la Ciencia Veterinaria que integró la experiencia y sabiduría ancestrales de pastores, curanderos, guerreros, cazadores y chamanes, con los saberes en medicina veterinaria de los griegos, romanos, bizantinos y musulmanes, a quienes siguieron los albéitares, los maestros, herreros y mariscales (Rivera García 2009). De este modo surge la medicina veterinaria con el objetivo de cuidar y mejorar la vida de los animales que, históricamente, contribuyeron al avance del hombre en su quehacer como mecanismo de transporte, construcción, arado y en general el asentamiento de la sociedad actual. El desarrollo armónico de las poblaciones humanas en empatía con los ecosistemas como elemento primordial de la salud, requiere igual condición para el desarrollo de los animales que le servirán de sustento, de modo que la premisa para su crianza sea la prevención de las enfermedades de estos animales para asegurar alimentos sanos, de calidad y con un nivel de oferta capaz de satisfacer las necesidades de consumo (Verde Jiménez 2009). A pesar del desarrollo de la humanidad el avance médico veterinario para favorecer condiciones médicas de fracturas o perdida de extremidades resulto siendo de leve a nulo en muchos de los casos pues para un animal con estas condiciones las únicas opciones disponibles eran la eutanasia o la amputación completa, a pesar de que las prótesis humanas son habituales hace siglos (El Espectador 2015). Sin embargo, en la actualidad aparecen más escenarios en los cuales los animales cuentan con tratamiento veterinario para estas lesiones y se encuentran prótesis y tratamientos. Uno de estos casos es Martin Kaufman, técnico en ortopedia en Estados Unidos, quien conocía de memoria el procedimiento con humanos, pero observo que en el campo animal prácticamente no existían opciones, por esto hace 12 años creo una empresa dedicada a la fabricación de prótesis veterinarias (El Espectador 2015). Cada vez aparecen más animales con implantes de artefactos que buscan simular alguna función de sus cuerpos. Por ejemplo, el pato Dudley, con una pata impresa en 3D; Beauty, un águila calva de Alaska con el pico protésico; Smaug, un dragón de Komodo equipado con un mecanismo en su pie para que pueda caminar, no con el empeine, sino con la planta, y un corsé ortopédico puesto a una tortuga marina que tenía una aleta dañada para que pudiera mantener la extremidad estable durante el proceso de curación (El Espectador 2015). Por otra parte, el desarrollo veterinario cuenta con implantes de membranas biológicas en cirugía reconstructiva, las cuales se emplean con el objetivo de restablecer la función y la estructura de tejidos dañados. Diversos tejidos obtenidos de animales, conservados por diferentes técnicas e implantados en receptores de la misma o de diferente especie, permiten reparar heridas en las que es evidente la extensa pérdida tisular o la imposibilidad de inducir cicatrización por primera intención. Aunque las bondades de las membranas biológicas son mayores que sus desventajas, su uso en la rutina clínica y quirúrgica no es frecuente, en gran parte por el desconocimiento de sus características, manipulación e implantación (Trujillo Piso, Zamora Restán y Padilla Barreto 2015). Si bien los términos implante, injerto y trasplante ocasionalmente se emplean de forma indiferenciada, es necesario reconocer las particularidades que cada uno de ellos posee. El 8 término trasplante tiene implícita la transferencia de tejido vivo, en la que el órgano trasplantado asume la función del órgano dañado receptor (Trujillo Piso, Zamora Restán y Padilla Barreto 2015). Por su parte, el término implante hace referencia a la implantación de material biológico no viable y que no contiene fracción celular como las conocidas membranas biológicas, al tiempo que considera el uso de materiales no biológicos en un lecho receptor, como los implantes metálicos utilizados en la osteosíntesis de fracturas (Trujillo Piso, Zamora Restán y Padilla Barreto 2015). Por último, el término injerto consiste en la transferencia de un tejido o parte de un órgano desde un lugar o donador (sin llevar su propio suministro de sangre), para un lecho receptor, lo que lleva al desarrollo de un tejido nuevo y al final restablece las estructuras afectadas (Trujillo Piso, Zamora Restán y Padilla Barreto 2015). Particularmente, los injertos han sido a su vez clasificados en función de la relación hospedero-donante, del origen, de la forma y del espesor. De acuerdo al origen, ellos son denominados como: autoinjertos o injertos autólogos, aquellos que son transferidos de un lugar del donante, para un lecho receptor del mismo animal; aloinjertos u homoinjertos (homólogos) son los transferidos entre individuos de la misma especie, y xenoinjertos o heteroinjertos (heterólogos) son aquellos realizados entre individuos de especies diferentes (Trujillo Piso, Zamora Restán y Padilla Barreto 2015). Los implantes pueden realizarse con tejidos sin componente celular. Estos tejidos son conocidos como membranas biológicas y son obtenidos de animales donantes, la mayor parte de ellos sin vida (Trujillo Piso, Zamora Restán y Padilla Barreto 2015). Las membranas biológicas han sido frecuentemente utilizadas en medicina humana; en medicina veterinaria, su uso se conoce desde 1967, cuando Pigossi (Trujillo Piso, Zamora Restán y Padilla Barreto 2015) empleó duramadre homóloga, conservada en glicerina en perros. Este procedimiento le abrió las puertas a un amplio pero tímido desarrollo de la cirugía reconstructiva veterinaria, que hoy en día incluye el uso de diversos tejidos obtenidos de bovinos, caninos, equinos y porcinos principalmente (Trujillo Piso, Zamora Restán y Padilla Barreto 2015). El requisito primordial de un material a ser implantado es que sea biocompatible, de modo tal que no cause ninguna reacción adversa en el organismo. Se puede definir a la biocompatibilidad, como la capacidad de un material para no interferir ni degradar el medio biológico en el cual se encuentra. Los biomateriales existentes hoy en día, que muestran una performance clínica aceptable, son el resultado de la aplicación del método de prueba y error clínico, y no del diseño para el logro de una interacción preestablecida con el medio biológico. Esto se debe a que los mismos no fueron diseñados originalmente para el uso médico (Grau, Gregorutti y Elsner 2013). Los materiales más empleados en esta disciplina son las aleaciones metálicas, polímeros y cerámicos. Las aleaciones metálicas son las que han sido usadas históricamente para elaborar piezas tales como, prótesis de cadera y de rodilla, placas de fijación óseas e implantes dentales. Entre ellas se destacan los aceros inoxidables austeníticos ASTM F138 y ASTM F745, las aleaciones base cobalto tipo ASTM F75, la aleación de titanio Ti-6Al-4V y el Ti Grado 4. Estos materiales deben satisfacer propiedades intrínsecamente relacionadas, como 9 biocompatibilidad, resistencia mecánica y principalmente, resistencia a la corrosión (Grau, Gregorutti y Elsner 2013). Los materiales cerámicos son de gran interés para el uso de reconstrucción ósea debido a su potencial bioactividad, la cual está fundamentada en la semejanza estructural que presentan con la fase mineral del hueso y la reacción bioquímica positiva que producen en la interfase cerámica-hueso. Las apatitas, y más específicamente la hidroxiapatita, aunque presentan alta fragilidad, poseen buenas propiedades físicas, como son la resistencia a la temperatura, a la corrosión, al desgaste, y una elevada dureza (Plazas Bonilla y Perilla 2011). Por su parte, la alúmina y la zirconia, denominadas cerámicas bioinertes tienen aplicación en ortopedia por ser muy resistentes al desgaste. Se usan en prótesis articulares, en cementos óseos para el relleno de pequeños defectos, en materiales reabsorbibles para la estimulación de la regeneración ósea y en recubrimiento de implantes metálicos (Navarro Toro 2005). Las cerámicas biodegradables pueden clasificarse en cerámicas de fosfato de calcio y biovidrios (Plazas Bonilla y Perilla 2011). Los polímeros también tienen presencia en el área de los implantes óseos, Como consecuencia de la preocupación por el desarrollo sostenible, se ha impulsado el avance en el estudio de los materiales con base en biopolímeros, ya sean obtenidos por síntesis química, o como producto del metabolismo de organismos vivos. Si bien los polímeros sintéticos ofrecen ventajas sobre los derivados naturales puesto que pueden ser diseñados en función de las propiedades requeridas ( (Armelin 2002); (Middleton y Tipton 2000); (Thombre y Sarwade 2005)), los polímeros naturales cubren un segmento importante de la investigación, en razón a ventajas tales como la biocompatibilidad, la facilidad de obtención, el bajo costo y la factibilidad de modificarlos químicamente (Plazas Bonilla y Perilla 2011). Es de resaltar la realización de estudios para la incorporación de polímeros naturales en polímeros sintéticos, con el fin de aumentar su degradabilidad y biocompatibilidad (Armelin 2002). Entre los biopolímeros naturales y sintéticos con aplicaciones potenciales en implantes se encuentran: polisacáridos, poliésteres de origen microbiano o polihidroxialcanoatos, poliésteres del ácido láctico, policaprolactona, poliésteres alifáticos, copoliésteres aromáticos y poliesteramidas (Plazas Bonilla y Perilla 2011). El método de conformación de los implantes de los diferentes materiales juega un papel muy importante en las propiedades mecánicas de los materiales metálicos. Los procedentes de la solidificación (colados) son materiales que no tendrán unas propiedades mecánicas tan elevadas como los forjados o conformados por deformación plástica. Sin embargo, podrán obtenerse implantes con geometrías complicadas y con ventajas económicas (Gil, Ginebra y J.A. 1999). Hay que señalar que la obtención de implantes mediante solidificación no es aconsejable para el titanio y sus aleaciones, debido a que el titanio tiene una elevada avidez por los elementos intersticiales (oxígeno, nitrógeno, carbono, hidrógeno) produciendo su incorporación un aumento muy brusco de la resistencia mecánica y un descenso muy importante en la ductilidad, adquiriéndose un comportamiento frágil (Gil, Ginebra y J.A. 1999). 10 Otro método utilizado para la fabricación de implantes, especialmente de la aleación CromoCobalto, es el pulvimetalúrgico. Está basado en la compactación y sinterización de pequeñas partículas de la aleación. La sinterización se puede realizar a una elevada presión y temperatura con el fin de eliminar la porosidad. Con este método se obtienen piezas sin heterogeneidades en la composición química, microestructuras homogéneas y controladas y se evitan los rechupes (contracciones de volumen producidos en la solidificación) (Gil, Ginebra y J.A. 1999). Existen también avances en la tecnología de implantes para diversas aplicaciones médicas de tejidos y huesos que combinan un biopolímero y un cerámico, en este caso es de especial interés la combinación hecha entre acido poli láctico (PLA) e hidroxiapatita o calcio, este tema sirve de base de conocimiento para el desarrollo de un biomaterial producto de PLA y polvo de hueso, en estos materiales se observa como conclusión general una gran aceptación basado en resultados de uso de este material, por ejemplo, el autor Toshihiro Kasuga ha trabajado en diversos artículos en los cuales se evalúan diferentes métodos de síntesis y producción de un material de PLA/HA, también para la reparación ósea existen adelantos en el desarrollo de cemento de PLA/fosfato de calcio (Haiyan, Jiyan y Jiandong 2016). El PLA y su copolímero PLGA (polilactida-co-glicolida) son compatibles con el tejido vivo. Sin embargo, esto se limita al estereoisómero L de PLA porque los cuerpos de los mamíferos solo producen una enzima que descompone esta. PLA y PLGA se utilizan para fabricar tornillos, pasadores, andamios, etc., para proporcionar una estructura temporal para el crecimiento del tejido, que finalmente se rompe después de un cierto período (Tin Sin, Razak Rahmat y Aizan 2013). La cirugía ortopédica a menudo utiliza PLA y copolímeros para fabricar huesos y articulaciones artificiales. El PLA se ha utilizado para hacer suturas quirúrgicas durante décadas. En resumen, el PLA es un material importante para aplicaciones quirúrgicas biomédicas (Tin Sin, Razak Rahmat y Aizan 2013). Comercialmente es posible encontrar los siguientes implantes de este material: Zimmer (anclaje de sutura Bio-statak® y tapón de cemento óseo), Ethicon (sutura Vicryl y malla Vicryl) y Sulzer (tornillo Sysorb®). La manufactura aditiva, también conocida como impresión 3D ha sido utilizada en la medicina humana como una fase del proceso de diseño para crear modelos biomédicos, cuyo uso se orienta al diagnóstico, planificación prequirúrgica, ensayos o como base del diseño de implantes. Los modelos impresos se usan a su vez para la educación médica o el entrenamiento quirúrgico (Abedrabbo H 2018). A pesar de que el uso de modelos impresos en 3D no es tan común en medicina veterinaria en comparación con la medicina humana, el grupo de investigación de la Universidad Estatal de Carolina del Norte ha utilizado estas tecnologías durante más de 12 años para fabricar modelos de plástico para diagnosticar pacientes, o diseñar a medida y fabricar implantes metálicos únicos para cirugías ortopédicas veterinaria (Abedrabbo H 2018). Mediante manufactura aditiva se han adelantado estudios en fabricación de compuesto bio activo de ácido poli láctico mediante modelado por deposición fundida, en donde se encontró que será posible hacer el compuesto con varias formas complicadas y bordes claros utilizando una impresora 3D. Este material es útil para reemplazar la apatita derivada bioactiva en el 11 cuerpo vivo cuando se usa como sustituto óseo y promete excelentes implantes con biodegradabilidad y alta bioactividad. 12 III. MOTIVACIÓN Específicamente, en el Departamento de Ingeniería Mecánica de la Universidad de los Andes se encuentra un historial de trabajos cuyo objetivo es analizar, fabricar y caracterizar materiales compuestos de hueso y biopolímeros, sulfato de calcio cuya mezcla se ha llamado SCPH, por medio de mecanizado y manufactura aditiva de polvos, de este modo se ha encontrado que las propiedades de dicho compuesto tienen una resistencia apta para ser aplicada en regiones en las cuales no existan fuerzas altas, de modo que este no se va afectado (Parra Calvache, y otros 2009). Dichas propiedades dependen de la cantidad de compuesto de polvo de hueso en la mezcla, ya que este es determinante en propiedades como dureza y elasticidad, siendo un mayor porcentaje de hueso una disminución de dichas propiedades (Quevedo Becerra 2004), conociendo esto es posible encontrar una composición idónea para la aplicación deseada, como en este caso la recuperación y regeneración ósea. A su vez es conocido que propiedades como la rugosidad, importante a la hora de buscar bio- compatibilidad de un implante, es una propiedad controlable durante la manufactura de acuerdo con el tamaño de grano del polvo utilizado. (Rodriguez Frye 2004). En términos de manufactura se han desarrollado estudios en diferentes técnicas de procesamiento del material, estas se encuentran principalmente en manufactura aditiva y de mecanizado. En ambos casos se han encontrado avances importantes con los cuales es posible desarrollar un implante que optimice el uso de ambas técnicas y encontrar las geometrías deseadas para el estudio. En el caso de la manufactura aditiva, comúnmente conocido como impresión 3D, a través de este método se ha encontrado la ventaja de poder ser utilizado en una amplia gama de materiales suministrados en forma de polvo, además de ser fácilmente reproducible siendo el límite de este tipo de manufactura la resolución de la máquina utilizada (Butscher, y otros 2011). Se han llevado a cabo estudios en los cuales los resultados son bastante prometedores en cuanto la obtención de las propiedades deseadas, incluyendo porosidad que facilita la osteoinducción y osteoconducción (Diaz-Granados 2009), lo cual es un proceso de curación de los injertos de hueso. Es importante aprovechar las propiedades obtenidas por la manufactura en cuanto a la porosidad, tal como se mencionó previamente, de este modo es posible utilizar dicha porosidad del implante para permear el mismo con un medicamento recomendado por el veterinario con el fin de promover una recuperación satisfactoria y efectiva del animal. Sin embargo, se ha encontrado que por medio de la manufactura aditiva la geometría del implante, en este caso el tornillo, logra asimilar su forma, pero no cumplir la función del mismo, por esto se propone complementar el procesamiento del material por medio de una técnica alternativa (Parra Calvache, y otros 2009), de acuerdo a los avances paralelos de manufactura de implantes se encuentra la manufactura por mecanizado. Como en estos casos se trabaja con objetos que requieren gran precisión en su manufactura, así como en sus acabados se encuentra el micro-mecanizado como alternativa complementaria en la manufactura de un implante óseo. En la universidad de los Andes se cuenta con el Microtorno μCNC Uniandes, el cual sido adecuado para su uso en implantes óseos (Avendaño Vargas 2016), a su vez se han realizado experimentos que han generado avances en la manufactura por mecanizado del material mencionado con el fin de industrializar la producción de los 13 implantes óseos. De este modo se cuenta con las metodologías para la producción del material y su manufactura para producir implantes funcionales. A partir de los avances existentes y el conocimiento obtenido por la línea de investigación realizada por el profesor Fabio Rojas en el departamento de Ingeniería Mecánica de la Universidad de los Andes, se realizará un proyecto cuyo objetivo final sea la fabricación de un implante óseo funcional en la recuperación y regeneración ósea en el campo veterinario, esto se llevará a cabo por medio de una entidad veterinaria colaboradora, con esto se podrá llevar seguimiento a los casos tratados por medio del implante desarrollado. 14 IV. OBJETIVOS Objetivo General A partir de la metodología y conocimiento adquirido por los estudios previos en materiales fabricados a partir de hueso y biopolímeros, desarrollar un implante mediante fabricación aditiva para ser usado por un veterinario como soporte de generación de tejido óseo. Objetivos Específicos i. Encontrar la instrumentación necesaria para la manufactura de los polvos de hueso y biopolímeros, y la posterior fabricación de los implantes. ii. Caracterización de la geometría, textura superficial y resistencia mecánica de los implantes. iii. Entregar los implantes al veterinario para su posterior inserción, a partir de esto analizar el desempeño de los prototipos en el animal mediante radiografías y criterios del veterinario. iv. Presentación de un documento en un escenario técnico-científico de divulgación. 15 V. MARCO TEÓRICO Para entender el proceso de diseño y fabricación del implante óseo es necesario conocer la naturaleza del hueso animal, en este caso se centra el estudio en pequeños animales, dadas las propiedades mecánicas de los implantes obtenidos de los trabajos pasados realizados en el departamento. De este modo el análisis veterinario se realiza desde la teoría morfológica del hueso hasta el estado actual del mercado y de los implantes veterinarios para fracturas comercializados en el país. A su vez se describen los métodos de manufactura aditiva a seleccionar para el diseño de los implantes. Se describe un panorama general sobre morfología del hueso, tipos de fracturas, los implantes comerciales, métodos de manufactura y materiales utilizados. A. Morfología del hueso La estructura del hueso se describe en tres partes principales: Epífisis, Metáfisis y Diáfisis • Epífisis Son las zonas ensanchadas y terminales de un hueso largo. • Diáfisis Es la zona alargada del hueso. También se le denomina caña. • Metáfisis Zona de transición entre la epífisis y la diáfisis. Adicionalmente, existen dos tipos de hueso: cortical y esponjoso. • Hueso cortical Este tipo de hueso es el más abundante en el organismo. Su estructura está diseñada para soportar principalmente cargas axiales, por eso forma principalmente la diáfisis de los huesos largos. El tejido óseo se encuentra dispuesto en columnas orientadas longitudinalmente y pegadas unas a las otras en todo el espesor de la cortical, creando un tubo con una cavidad interna, el canal medular. Esta estructura es resistente a la vez que ligera (Zaera Polo 2015). • Hueso esponjoso este tipo de hueso se encuentra situado principalmente en las epífisis de los huesos largos, así como en el interior de los huesos planos. Aparentemente se encuentra a desorganizado con una estructura similar a la de una esponja. Sin embargo, las trabéculas óseas se disponen creando arcos de fuerza, semejantes a las estructuras arquitectónicas existentes en catedrales y ojos de puentes, con el fin de resistir más eficientemente las cargas que deben soportar las epífisis. A diferencia de las diáfisis en las que las cargas son casi siempre paralelas al eje longitudinal del hueso, en el caso de las epífisis las cargas pueden cambiar (Zaera Polo 2015). 16 Ilustración 1. Diferentes partes del hueso (Zaera Polo 2015). B. Tipos de lesiones De acuerdo con la implicación de los tejidos blandos las fracturas se pueden clasificar en: • Fracturas cerradas No existe contacto entre el hueso y el exterior, es decir, la piel se mantiene intacta. Son las fracturas más frecuentes. Se consideran estériles y no suelen tener problemas añadidos en cuanto a la vascularización (Zaera Polo 2015). • Fracturas abiertas Existe o ha existido contacto entre algún fragmento óseo y el exterior. La piel ha sido dañada, bien desde el exterior o desde el interior. Este tipo de fracturas se clasifican en tres grados según su gravedad (Zaera Polo 2015): 17 o Grado I: algún fragmento óseo, que no es visible, ha perforado la piel rasgándola desde el interior. o Grado II: existe una ligera exposición de algún fragmento óseo. o Grado III: el foco de fractura es totalmente visible con pérdida de tejidos blandos e incluso de fragmentos óseos. En las fracturas abiertas, en las que los tejidos blandos se lesionan, la vascularización se ve comprometida de tal manera que los procesos de cicatrización se ralentizan. Evidentemente, este fenómeno se agrava cuanto mayor es el grado de exposición al exterior (Zaera Polo 2015). Ilustración 2. Denominación y clasificación de las fracturas en función de su complejidad y tipo (Zaera Polo 2015). 18 • Rotura de ligamento cruzado La rotura del ligamento cruzado anterior es la causa más frecuente de artrosis de rodilla en el perro. Si la rotura es completa el diagnóstico es muy sencillo y se puede realizar con diferentes técnicas de palpación y tests de movilidad. El ligamento cruzado anterior (LCA) es el ligamento más importante para el funcionamiento de la rodilla. Si se produce una rotura del ligamento cruzado en el perro, ya sea total o parcial, la estabilidad articular se verá comprometida. Las causas de esta rotura de ligamentos en perros pueden ser traumáticas o degenerativas. Independientemente de la causa, el resultado final de la inestabilidad de la articulación es una artrosis al alterarse la biomecánica de la rodilla (Affinity Petcare S.A. 2017). C. Materiales De acuerdo con lo explicado en la sección de antecedentes y motivación los materiales a utilizar en este proyecto para la creación de los implantes son polvo de hueso mezclado con un biopolímero, de este modo según la literatura se define el ácido poli láctico (PLA) como el polímero a utilizar en el material compuesto debido a sus propiedades mecánicas, biocompatibles y de uso comercial con la tecnología de impresión 3D. • Polvo de Hueso El hueso, para su estudio, se puede considerar tanto un tejido como una estructura, ya que desempeña dos funciones básicas: control del metabolismo de calcio, fósforo y magnesio (función fisiológica) y soporte del organismo y protección de órganos (función mecánica) (Guede, González y Caeiro 2013). La composición del hueso y su material biológico lo convierte en un xenoinjerto con propiedades de regeneración ósea que puede actuar por uno de los siguientes tres mecanismos: o Osteogénesis: Síntesis de hueso nuevo a partir de células derivadas del injerto o del huésped. Requiere células capaces de generar hueso (Totollini y Rubio 2012). o Osteoinducción: Es un proceso que estimula la osteogénesis, por el que las células madres mesenquimatosas son reclutadas en la zona receptora y a su alrededor para diferenciarse en condroblastos y osteoblastos. La diferenciación y el reclutamiento son modulados por factores de crecimiento derivados de la matriz del injerto, cuya actividad es estimulada al extraer el mineral óseo (Totollini y Rubio 2012). o Osteoconducción: Es un proceso por el cual el material provee un ambiente, estructura o material físico apropiado para la aposición de hueso nuevo. Se desencadena un crecimiento tridimensional de capilares, tejido perivascular, y células madres mesenquimatosas, desde la zona receptora del huésped hacia el injerto. Este andamiaje permite la formación de hueso nuevo mediante un patrón previsible, determinado por la biología del injerto y el entorno mecánico de la interfase huésped-injerto (Totollini y Rubio 2012). 19 En términos de propiedades mecánicas se ha comprobado que en comparación con los materiales mecánicos presenta unas propiedades de resistencia a la flexión y la tracción muy baja, siendo este punto el más crítico a la hora de realizar un implante, pues no es adecuado para su utilización en aplicaciones donde se requiera una protección estructural o se someta a grandes cargas (Tinjaca Amaya 2016). • Ácido Poli láctico (PLA) El PLA es un biopolímero termoplástico utilizado para la producción de hilo para sutura, implantes, cápsulas para la liberación lenta de fármacos, prótesis, producción de envases y empaques para alimentos. El PLA es utilizado en la creación de matrices para regeneración guiada de tejidos como piel, cartílagos, huesos, estructuras cardiovasculares, intestino, tejido urinario entre otros (Serna C, Rodríguez de S y Albán A 2003). El peso molecular del material polímero influye directamente en las propiedades mecánicas y de absorción del PLA y, por lo tanto, es crítico dependiendo del uso final. El material polimérico de alto peso molecular es necesario para aplicaciones como placas óseas o la fijación interna temporal de huesos rotos o dañados. Por ser bioabsorbible, se ha demostrado que el PLA que incluye otros polímeros biodegradables es ventajoso sobre los polímeros convencionales en el caso de sistemas de liberación controlada parenteral (Piemonte 2012). Las propiedades mecánicas y la tasa de degradación hidrolítica de los materiales basados en PLA se pueden manipular variando las estructuras moleculares y altamente ordenadas, los rellenos y la morfología del material. La propiedad de la superficie (afinidad celular o adhesión) es controlable mediante tratamiento alcalino de la superficie, recubrimiento e injerto de superficie. Para aplicaciones biomédicas de materiales basados en PLA, incluidas las aplicaciones de esqueletos, las propiedades mecánicas y de superficie y la tasa de degradación hidrolítica deben ajustarse altamente para cada propósito (Smit y Wuisman 2009). La literatura sobre polímeros a base de ácido láctico se está convirtiendo en una de las más ricas en ciencia de polímeros. Debido a la complejidad de las estructuras de la cadena debido a la quiralidad, el número de iniciadores y catalizadores, los diversos mecanismos de formación de macromoléculas, la complejidad de los fenómenos de degradación, el papel de los extremos de la cadena y la presencia de compuestos de baja masa molar, ya sea residual (monómero, catalizador). , solvente y así sucesivamente) o deseado (medicamento, tinte, plastificante, etc.), todos más o menos interdependientes, esta literatura es bastante confusa (Bastioli 2014). Para todas las aplicaciones previstas, la complejidad de las estructuras de cadena y la degradación hidrolítica de los polímeros a base de ácido láctico plantean problemas importantes para ajustar, controlar y reproducir las características deseadas. Paralelamente, la posible formación de pequeños residuos cristalinos de larga duración a partir de polímeros inactivados o debido a la degradación heterogénea entre cadenas puede ser dramáticamente inflamatoria y es una fuente de preocupación (Bastioli 2014). Como resultado, a menudo se observan varias reacciones inflamatorias sucesivas con escalas de tiempo dependientes del 20 tejido: una justo después de la implantación es habitual para cualquier biomaterial, una más adelante, cuando los oligómeros solubles comienzan a liberarse de la matriz, especialmente en el caso de dispositivos grandes que se degradan heterogéneamente, y la última mucho más tarde si se forman pequeños residuos cristalinos. A veces se afirma que los compuestos ácidos liberados son la fuente de inflamación, a pesar del efecto amortiguador de los fluidos corporales (Bastioli 2014). In vivo, la liberación de compuestos ácidos se extiende durante semanas a meses, en algunos casos años y generalmente es demasiado lenta para causar una inflamación dramática a nivel local. Los polímeros a base de ácido láctico envejecidos o insuficientemente purificados pueden ser inflamatorios por muchas otras razones. Actualmente, la ingeniería de tejidos es el área más reciente en la que están implicados los polímeros a base de ácido láctico, principalmente para hacer estructuras porosas de diversos tipos (Bastioli 2014). El objetivo de crear un material compuesto a partir del polvo de hueso y el ácido poli láctico es utilizar el PLA como refuerzo de las propiedades mecánicas del hueso, además de promover la regeneración de la fractura, contribuyendo a el polvo de hueso en esta tarea. D. Extrusión de Polímeros La extrusión de polímeros hace referencia a cualquier operación de transformación en el que el material polimérico es fundido y forzado a atravesar una boquilla para producir un artículo de sección de transversal constante. El proceso de extrusión de plásticos se lleva a cabo en máquinas denominadas extrusoras o extrusores. En el proceso de extrusión el polímero se alimenta de forma sólida y sale de la extrusora en estado fundido. Una extrusora debe disponer de un sistema de alimentación del material, un sistema de fusión-plastificación de este, el sistema de bombeo y presurización, que habitualmente generará también un efecto de mezclado y finalmente, el dispositivo para dar lugar al conformado del material fundido (Beltrán Rico y Marcilla Gomis 2012). A continuación, se muestra una representación esquemática de una extrusora típica: Ilustración 3. Representación esquemática de una extrusora (Beltrán Rico y Marcilla Gomis 2012). La extrusora doble tornillo presentan posibilidades que a menudo superan en gran medida a las de un solo tornillo. Entre las ventajas que presentan se incluye una buena capacidad de 21 mezclado y desgasificación, y un buen control del tiempo de residencia y de su distribución. Algunas desventajas de estas extrusoras son su precio, superior al de las de tornillo único y el hecho de que sus prestaciones son difíciles de predecir (Beltrán Rico y Marcilla Gomis 2012). E. Manufactura Aditiva La manufactura aditiva, también conocida como impresión 3D es un proceso por el cual se crean objetos físicos colocando un material por capas en base a un modelo digital. La tecnología de impresión 3D puede utilizarse para crear todo tipo de cosas, desde prototipos y piezas simples hasta productos finales altamente técnicos, como piezas para aeronaves, edificios ecológicos, implantes médicos que pueden salvar vidas e incluso órganos artificiales que se producen con capas de células humanas (Autodesk 2018). Existen diferentes métodos de manufactura aditiva, entre los cuales destacan para la aplicación médica los siguientes: • Modelado por deposición fundida (FDM) Es el método de impresión 3D más común en impresoras 3D de escritorio. El filamento termoplástico se calienta y se extruye en coordenadas de X e Y a través del cabezal de extrusión, mientras que la superficie de impresión va bajando el objeto capa por capa en la dirección Z. De este modo el objeto se imprime de abajo hacia arriba (Locker 2018). • Sinterizado selectivo por láser (SLS) En este método de impresión se utiliza material en polvo en el área de impresión. Se usa un láser para sinterizar selectivamente una capa de gránulos que une el material para crear una estructura sólida. Cuando el objeto está completamente formado, se deja enfriar en la máquina antes de retirarlo. Los materiales utilizados en el SLS pueden variar desde nailon, vidrio y cerámica hasta aluminio, plata e incluso acero (Locker 2018). • Inyección de aglutinante (BJ) La inyección de aglutinante es un proceso de fabricación aditiva. Este tipo de impresora 3D utiliza dos materiales: un material a base de polvo (a menudo yeso) y un agente adhesivo, que actúa uniendo las capas de polvo. Por lo general, el aglutinante se extruye en forma líquida desde un cabezal de impresión al igual que en una impresora 2D de inyección de tinta convencional. Una vez que se termina una capa, la superficie de impresión baja y el proceso se repite. Puede ser utilizado con cerámicos, metal, arena o plástico. Este tipo de impresora 3D puede usarse para la creación de prototipos de forma rápida y la fabricación a corto plazo en las industrias automotriz, médica y aeroespacial (Locker 2018). https://www.autodesk.com/customer-stories/airbus https://www.autodesk.com/customer-stories/airbus https://redshift.autodesk.com/is-3d-printing-buildings-good-for-the-environment/ https://www.npr.org/sections/health-shots/2014/12/23/370381866/baby-thrives-once-3d-printed-windpipe-helps-him-breathe 22 VI. FABRICACIÓN DEL MATERIAL i. Selección del proceso de manufactura En los trabajos previos realizados en procesos de manufactura aditiva utilizando polvo de hueso el método de manufactura utilizado fue de inyección de aglutinante, para esto se utiliza una máquina, usualmente de la marca Z-Corp que se encontraba en la empresa IMOCOM en la ciudad de Bogotá, sin embargo, a partir de la búsqueda realizada se estableció que en la actualidad esa máquina ha sido dejada de comercializar debido a su poco uso industrial en un país como Colombia, por otra parte en las empresas que contaban con dicha máquina no estaban dispuestas a realizar su préstamo debido a que es usada en sus procesos industriales. Ante la dificultad de encontrar dicha máquina en el país fue necesario identificar otros procesos con los cuales fuera posible cumplir con los objetivos planteados para este proyecto, de este modo se realizó una investigación de las tecnologías de manufactura aditiva más comunes en el país, siendo estas las siguientes: Modelado por deposición fundida, estereolitografía y sinterizado selectivo por láser. Una vez identificadas las tecnologías disponibles en el contexto nacional se selecciona la metodología que permita obtener un material que cumpla con las características de biocompatibilidad requeridas, de este modo se descarta la estereolitografía puesto que esta tecnología trabaja mediante foto curado de resinas y entre estas no fue posible identificar una que sea biocompatible en la actualidad. Ahora bien, la selección entre FDM y SLS se realizó por los requerimientos técnicos de la máquina, descritos en la sección anterior. Por una parte, en FDM es necesario fabricar el filamento de impresión con el PLA y el polvo de hueso para así poder realizar el proceso de manufactura, en SLS es necesario tener el material en polvos, ambas materias primas se podían obtener así que el proceso de selección se deriva en otros parámetros tales como temperatura de trabajo y costos. La temperatura de trabajo es muy importante en este proceso debido a las propiedades que el polvo de hueso puede perder en altas temperaturas, de este modo se realizó un cálculo de transferencia de calor para sistemas concentrados, realizando la suposición del polvo de hueso como un objeto completamente esférico, con el cual se pudiera predecir el tiempo para el que el polvo de hueso llegará a una temperatura de 60°C, temperatura en la cual el hueso puede perder propiedades debido a la temperatura, de este modo se obtuvo lo siguiente: 𝑇(𝑡) − 𝑇∞ 𝑇𝑖 − 𝑇∞ = 𝑒−𝑏𝑡 (1) 𝑏 = ℎ𝐴𝑠 𝜌𝑉𝐶𝑝 (2) Siendo: ℎ = 0.2 𝑊 𝑚2 ∙ °𝐶, 𝜌ℎ𝑢𝑒𝑠𝑜 = 1850 𝑘𝑔/𝑚3, 𝐶𝑝 = 1.3124(103)𝐽/𝑘𝑔𝐾 23 Tabla 1. Tiempo máximo de contacto para el polvo de hueso en diferentes tamaños Diámetro Tiempo µm Minutos 250 3,18 120 1,52 60 0,76 Una vez conocido el tiempo de contacto posible entre el hueso y una fuente de alta temperatura se establece que ambas máquinas son aptas para el trabajo de la materia prima, de este modo el factor de selección fue el costo de manufacturar en una de estas máquinas. En el caso de SLS se tiene una tecnología relativamente nueva en el país utilizada en procesos estándares de manufactura de polvos e incluso polvos metálicos, que funciona con un láser que funde el material depositado en forma de polvo, de este modo esta tecnología resulta más costosa en horas de trabajo además de la dificultad de experimentar en una máquina de estas debido al costo de sus repuestos que el método de FDM, motivo por el cual se seleccionó trabajar con este proceso de manufactura, en este caso se requiere la manufactura de un filamento compuesto del polvo de hueso y el PLA, este proceso se describe más adelante. ii. Obtención y tratamiento de la materia prima El hueso utilizado durante la realización de este proyecto fue de origen bovino, este era hueso de tibia y fémur (Ilustración 3, esqueleto apendicular) debido a las características mecánicas y geométricas de esta parte del animal. Se obtuvo directamente del frigorífico Guadalupe en un estado fresco (menos de un día de sacrificado) y se solicitó con la menor cantidad de residuos de carne y tejidos, así como un corte longitudinal, esto con el fin de optimizar el proceso de limpieza siguiente. A su vez se escogieron los huesos más grandes que se encontrarán, esto con el fin de maximizar el material útil de trabajo. Ilustración 4. Esqueleto Bovino (García 2018). 24 a. Lavado y limpieza de la materia prima Una vez se separa el tuétano y los residuos de carne más grandes se procede a realizar un proceso de limpieza que consta de tres etapas, la primera es una limpieza en jabón industrial con el fin de desengrasar y limpiar de fluidos el hueso, el hueso es dejado en esta mezcla de agua y jabón por un período de 24 horas, la cantidad de jabón depende la cantidad de huesos que se estén manipulando. Al cabo de ese tiempo se procede a la segunda etapa de limpieza, la cual consta de un enjuague del jabón en agua limpia, con esto se procede a seguir limpiando el hueso con herramientas tales como cuchillo y grata. Una vez se realiza una segunda limpieza se espera haber eliminado los residuos de tejidos por completo, sin embargo, se sumerge nuevamente el hueso en la mezcla de agua y jabón por otras 24 horas. La tercera etapa consiste en una limpieza final del hueso en un enjuague con agua limpia, posterior a esto se sumerge el hueso en alcohol etílico al 96 % en un recipiente cerrado, este paso se realiza por un periodo no mayor a 24 horas. Una vez limpio el hueso se guarda el hueso en agua fría, preferiblemente refrigerada si no es posible realizar el proceso de liofilización inmediatamente. Esto con el fin de evitar la degradación del hueso. Ilustración 5. Hueso fresco después de retirar el tuetano y los mayores residuos de carne. Ilustración 6. Hueso limpio. 25 b. Corte del hueso Una vez limpio el hueso se procede a realizar los cortes del mismo, esto es principalmente para facilitar la liofilización, pues en este proceso es más eficaz trabajar con piezas más pequeñas que con un hueso completo, sin embargo, el corte del hueso deber realizarse en unas zonas específicas, que generalmente se realiza en uno de los tercios en los cuales se divide el hueso, estos son las secciones proximal, medio y distal, evitando en lo posible el hueso poroso que se encuentra generalmente en las regiones externas de las secciones proximal y distal (Ilustración 7). En este caso como el objetivo es desarrollar polvo de hueso las geometrías del corte del hueso no son significativas (Ilustración 6), salvo lo explicado anteriormente de las regiones del hueso, pues posteriormente el hueso será procesado como polvo. Ilustración 7. División del hueso (Mendoza G 1991). c. Liofilización La liofilización es un proceso que tiene como objetivo separar el agua (u otro solvente) de una disolución mediante congelación y posterior sublimación del hielo a presión reducida. La liofilización es el proceso más suave para secar productos y es el mejor método para secar compuestos orgánicos o inorgánicos sin alterar su composición cualitativa o cuantitativa. El proceso de liofilización se realiza a vacío y a baja temperatura y así, por ejemplo, es posible evitar la desnaturalización de las proteínas (Grupo GIDOLQUIM 2014). Posteriormente debido a que la liofilización no extrajo toda la materia orgánica, especialmente grasa, se sumergió el hueso en peróxido de hidrogeno al 50 por 18 horas, este proceso elimino por completo los residuos de grasa. Ilustración 8. Huesos liofilizados 26 iii. Fabricación del Polvo de Hueso Para fabricar el polvo de hueso es necesario realizar dos etapas, en la primera se obtiene principalmente un polvo grueso pues es una pre molienda, después se realiza un proceso de pulverización en el molino de alta energía, ambas metodologías se describen a continuación: a. Pre molienda Para obtener el hueso en polvo es necesario triturarlo, sin embargo, es de gran importancia evitar el contacto del hueso con fuentes contaminadas de materiales previos como lo puede ser un molino de cuchillas o alguna trituradora convencional usada. Ante la dificultad de encontrar un molino limpio de residuos materiales se decidió utilizar una metodología antes trabajada en la línea de proyectos LATEMM, en donde se embebe el hueso en un molde con caramelo, esperando que este cristalice y de este modo sea mecanizable. Para la realización del caramelo es de vital importancia el control de la temperatura de este, puesto que de esta depende la cristalización del material y su posterior facilidad de mecanizado, en la mezcla se incluye azúcar, glucosa y agua. Al momento de la solidificación el material se desmolda y se ubica en el torno, para esta aplicación se desarrolló un molde con un eje central con el objetivo de evitar la fractura del caramelo en caras exteriores debido a los esfuerzos de corte, se presenta a continuación: Ilustración 9. Molde para el caramelo y el hueso En el montaje del torno se ubica un recipiente recolector de la viruta mecanizada, la velocidad de mecanizado utilizada es de 100 RPM puesto que se encontró como una velocidad optima en cuanto a tiempos de obtención de la viruta y que esta no se fracturaba debido a los esfuerzos cortantes. Nuevamente es recomendable evitar el contacto del hueso con residuos mecánicos que puede haber en un taller de mecanizado. 27 Ilustración 10. Mecanizado probeta caramelo y polvo de hueso Una vez se obtiene la viruta de caramelo y hueso se procede a obtener el polvo de hueso, para esto se realiza un proceso de separación por filtrado en donde el caramelo se disuelve utilizando agua caliente, con esto el polvo de hueso se puede separar utilizando un tamiz para retirar el agua. Posteriormente para el secado se sumerge el hueso en alcohol por 6 horas y finalmente se ubica en un recipiente que permita el secado de este en condiciones naturales. Este proceso toma alrededor de 3 días debido a la necesidad de obtener un polvo de hueso completamente seco. Ilustración 11. Polvo de hueso pre molienda 28 b. Molienda Una vez obtenido el polvo de hueso inicial se procede a obtener un tamaño de partícula menor a 200 𝜇𝑚 para poder realizar el proceso de manufactura aditiva, por este motivo se utilizó el molino de alta energía ubicado en el laboratorio de polvos del departamento de ingeniería mecánica de la Universidad, en este se depositaba alrededor de 20 a 30 gramos de polvo de hueso seco en cada cilindro de molido, el tiempo de molienda seleccionado para obtener el tamaño seleccionado y evitar sobrecalentamiento en la máquina es de 2:30 minutos, este tiempo se obtuvo a partir de la experimentación realizada por Tinjacá y pruebas propias. Los resultados del tamaño de polvo se presentan en la sección de resultados. Ilustración 12. Molino de Alta Energía iv. Fabricación del filamento Para fabricar el filamento de material compuesto de PLA y polvo de hueso se realizó una prueba en el mezclador interno Brabender en el laboratorio de procesamiento de polímeros de la Universidad con el fin de identificar el torque de mezcla en tres diferentes tipos de PLA y polvo de hueso, la mezcla seleccionada fue de 80% PLA y 20% Polvo de Hueso en proporción de peso debido a la evidencia existente en proyectos previos de que esta es la mezcla con la cual se obtienen mejores propiedades mecánicas. Por otra parte, los PLA utilizados son PLA Grethsell, PLA Ingeo2003D y PLA/PHA, los resultados de esta prueba se presentan más adelante. Una vez conocido el PLA que tiene un torque más bajo y de mejores características para el proceso de extrusión se selecciona para continuar con el proceso de manufactura, en este caso el PLA optimo por propiedades y facilidad de extrusión es el de referencia Ingeo 2003D, con este se realizó la extrusión en la máquina Brabender doble tornillo del laboratorio de procesamiento de polímeros de la Universidad, en esta ocasión se manufacturo un filamento con una proporción de 20% polvo de hueso y otro 5% polvo de hueso de proporción en masa para caracterizar las propiedades de la mezcla. La mezcla se realizó de forma manual en una caja cerrada herméticamente intentando combinar el polvo de hueso de la mejor forma 29 posible con los pellets. Para la extrusión del filamento se utilizó el mismo perfil de temperatura para ambos casos en la extrusora doble tornillo, se presenta a continuación: Ilustración 13. Perfil de Temperatura para la fabricación del filamento Sin embargo, el proceso posterior fue diferente para los dos filamentos, el primer filamento fabricado se hizo mediante un enfriamiento al ambiente halando por medio de una calandra el material con una velocidad de 12 RPM, de este modo se obtuvo que el diámetro del filamento variaba considerablemente entre 1.50 y 2 mm de diámetro, lo cual no es deseado para el proceso de manufactura final de la impresora 3D, sin embargo, fue posible obtener segmentos en los cuales la variación del diámetro no era superior a 0.15 mm de diámetro y por tanto era un filamento útil para la manufactura. Ilustración 14. Filamento enfriado al ambiente Con el objetivo de mejorar el diámetro del filamento a producir en el caso de la mezcla con 5% de polvo de hueso se utilizó un mecanismo de enfriamiento con agua halando por medio de una calandra el material con una velocidad de 21 RPM, de este modo se obtuvo un filamento entre 1.50 y 1.75 mm de diámetro, en este caso más consistente para ser utilizado en la impresora 3D. 30 Ilustración 16. Filamento enfriado en agua Se encontró que el color del filamento cambia según la proporción del polvo de hueso en la mezcla, de este modo se tiene que el PLA sin polvo de hueso es transparente y se torna de un color amarillo opaco a medida de aumentar la concentración. v. Manufactura aditiva En este caso se utilizó una impresora Protolab 3D GigaBox de la empresa Innomaker, quienes permitieron la experimentación en dicha máquina para poder obtener el punto óptimo de trabajo o “sweet spot”, dado que es un material nuevo en la manufactura aditiva fue necesario iterar en los parámetros de temperatura y velocidad de extrusión para la impresión del material con las mejores características. Ilustración 17. Protolab 3D GigaBox Ilustración 15. Halado del filamento 31 Inicialmente se utilizó una boquilla de extrusión de 0.6 mm con los parámetros comunes de extrusión del PLA, el cual es una temperatura de 200 °C a una velocidad de 30 mm/s, sin embargo se encontraron muchos fallos en la fluencia del material principalmente por estancamientos en la boquilla debido a dos factores principales, acumulación de polvo de hueso en un punto del filamento y fluencia del PLA, ante esto se decidió utilizar una boquilla de 1.0 mm de diámetro de extrusión para obtener un área mayor de deposición del material. Con la nueva boquilla se obtuvo una mejor fluencia, sin embargo, no la adecuada para realizar una impresión continua y correcta, en esta ocasión por falta de fluencia debida al PLA, para esto se decidió aumentar la temperatura de extrusión cada 5 °C hasta encontrar un punto óptimo, teniendo en cuenta que a partir de los 220 °C el PLA se degrada. El proceso de ingeniería para encontrar el “sweet spot” del material para una concentración del 20% de polvo de hueso fue de alrededor de 5 horas. Durante este tiempo se realizaron pruebas de impresión de geometrías sencillas, una vez impresa la mejor de estas en términos de calidad y densidad de llenado se definió el punto óptimo de trabajo. Ilustración 18. Probetas de impresión de prueba para diferentes parámetros Para el filamento de 5% de proporción de peso de polvo de hueso se realizó el mismo proceso, pero el punto de partida inicial para el proceso iterativo fue el “sweet spot” del filamento de 20% de polvo de hueso. Los parámetros de impresión se presentan más adelante en la sección de resultados. Una vez identificado el “sweet spot” del material se procedió a la impresión de las probetas para las pruebas de caracterización del material. Se manufacturaron principalmente probetas rectangulares para las pruebas de flexión, dureza y rugosidad, y probetas toroidales para las pruebas de calidad de impresión. Para hacer esta impresión se requiere un archivo .stl que puede ser creado en el software Autodesk Inventor, con este archivo se procede a realizar la simulación de impresión del objeto y con este se define el tiempo de impresión del material (Ilustración 18). 32 Como se puede observar en la ilustración 19 la impresión genera una rebaba en las probetas, esto es necesario para realizar el desmolde de la pieza con la máquina, retirar la rebaba es un procedimiento sencillo que requiere del uso de pinzas para la limpieza completa de la pieza. Durante la impresión de las probetas se identificó un problema con el método de manufactura que consiste en la abrasión de la boquilla de extrusión, esta está hecha de bronce y se maneja la hipótesis de que el calcio propio del polvo de hueso fue desgastando impresión tras impresión esta boquilla hasta el punto de detener la fluencia del material, por esto fue necesario hacer un cambio de boquilla y una limpieza regular de la misma. Se recomienda utilizar una boquilla de acero inoxidable para mejorar este problema, aunque su costo es considerablemente mayor. vi. Mecanizado Dadas las limitaciones de tolerancia del proceso de manufactura aditiva, debido al tamaño de la boquilla de extrusión se determinó experimentar en el material su capacidad de ser mecanizado para así obtener las dimensiones deseadas, de este modo se imprimieron unas probetas de prueba para dicho fin, estas consistieron en una caja de 23x23x12 mm y estas se mecanizaron en las dimensiones de los implantes de caja TTA. Ilustración 19. Simulación de impresión Ilustración 20. Probetas para caracterización 33 Ilustración 21. Probetas para mecanizado Ilustración 22. Material mecanizado Tras esto, se comprobó que el material es mecanizable, lo cual incrementa ampliamente su rango de trabajo. 34 VII. RESULTADOS i. Caracterización del polvo de hueso a. Tamaño de partícula Para determinar el tamaño promedio de partícula se realizó una prueba en la maquina CILAS del departamento de Ingeniería Mecánica de la Universidad de los Andes, dicha máquina funciona por medio de un láser que contrasta una imagen en blanco con el polvo de hueso que va transportado en un medio líquido, usualmente agua destilada, con esto la máquina calcula el tamaño de grano de cada partícula que pasa por el haz de luz y finalmente por el software de la máquina realiza el análisis estadístico del mismo. Los resultados para el tamaño de partícula de las muestras medidas fueron las siguientes: Figura 1. Distribución del tamaño de partícula de polvo de hueso La media obtenida en la prueba es de 96.20 µm con una desviación estándar de 14 µm. b. Factor de Forma El factor de forma se define como la fracción entre el diámetro menor circunscrito en el grano y el diámetro mayor en el mismo, es importante conocerlo pues esta es una característica de interés al momento de ser implantado en un cuerpo pues dicho factor geométrico influye en la forma en la cual la célula del individuo recibe un cuerpo extraño. Para determinar el factor de forma se analizó el polvo mediante microscopia óptica, de este modo se obtuvieron fotografías que posteriormente serian analizadas mediante el software autodesk inventor, posteriormente se utilizó el software estadístico @Risk para determinar el promedio y su respectiva desviación estándar para una muestra de 52 datos. El método de obtención de datos se presenta a continuación: 0 20 40 60 80 100 120 0 0,5 1 1,5 2 2,5 0 ,0 4 0 ,3 0 ,7 1 ,1 1 ,6 2 ,4 5 7 ,5 1 0 1 4 1 8 2 5 3 8 5 3 7 5 9 5 1 2 5 1 5 0 1 9 0 2 5 0 6 0 0 1 0 0 0 Fr ec u en ci a ac u m u la d a [% ] Fr ec u en ci a [% ] Tamaño de partícula [µm] 35 Ilustración 23. Análisis de grano para factor de forma Se presenta el análisis estadístico del polvo de hueso: Figura 2. Distribución del factor de forma para las partículas de polvo de hueso La distribución que mejor se ajusta a los datos es una Gamma por medio de una prueba de Chi-Cuadrado, la media es de 0.49 µm/µm con una desviación estándar de 0.16 µm/µm. ii. Mezclador interno Para la selección del PLA a extruir se realizó la prueba en el mezclador interno para evaluar el torque y que efectivamente se homogeneizara la mezcla del biopolímero y el polvo de hueso, para esto se utilizaron 30 gramos de mezcla en una proporción de 20% polvo de hueso y 80% PLA en peso, se evaluaron 3 tipos de PLA, los resultados obtenidos son los siguientes: 36 a. PLA Grethsell La presentación de este material es en pellets esféricos de color transparente, cualitativamente esta es una mezcla bastante viscosa de color amarillento oscuro, de difícil limpieza y alta dureza una vez se ha solidificado. Figura 3. Torque Vs. Tiempo PLA Grethsell 𝑇𝑜𝑟𝑞𝑢𝑒 𝑚á𝑥𝑖𝑚𝑜 = 91.05 𝑁𝑚 𝑇𝑜𝑟𝑞𝑢𝑒 𝑒𝑠𝑡𝑎𝑏𝑖𝑙𝑖𝑧𝑎𝑐𝑖ó𝑛 = 14.205 𝑁𝑚 b. PLA/PHA Flexible La presentación de este material es en pellets granulados de color blanco, cualitativamente esta es una mezcla viscosa de color blanco opaco, su limpieza es más fácil en comparación al PLA Grethsell principalmente por su viscosidad más baja, alta dureza una vez se ha solidificado. Figure 4. Torque Vs. Tiempo PLA/PHA Flexible 𝑇𝑜𝑟𝑞𝑢𝑒 𝑚á𝑥𝑖𝑚𝑜 = 66.725 𝑁𝑚 135 140 145 150 155 160 165 170 175 180 0 20 40 60 80 100 0 1 2 3 4 5 6 7 8 Te m p er at u ra [ °C ] To rq u e [N m ] Tiempo [min] Torque Temperatura 145 150 155 160 165 170 175 0 10 20 30 40 50 60 70 0 1 2 3 4 5 6 7 8 Te m p er at u ra [ °C ] To ru q e [N m ] Tiempo [min] Torque Temperatura 37 𝑇𝑜𝑟𝑞𝑢𝑒 𝑒𝑠𝑡𝑎𝑏𝑖𝑙𝑖𝑧𝑎𝑐𝑖ó𝑛 = 6.415 𝑁𝑚 c. PLA INGEO 2003D La presentación de este material es en pellets esfericos de color transparente, cualitativamente esta es una mezcla viscosa de color amarillento claro, su limpieza es más fácil en comparación al PLA Grethsell principalmente por su viscosidad más baja, alta dureza una vez se ha solidificado. Figure 5. Torque Vs. Tiempo PLA INGEO 2003D 𝑇𝑜𝑟𝑞𝑢𝑒 𝑚á𝑥𝑖𝑚𝑜 = 66.36 𝑁𝑚 𝑇𝑜𝑟𝑞𝑢𝑒 𝑒𝑠𝑡𝑎𝑏𝑖𝑙𝑖𝑧𝑎𝑐𝑖ó𝑛 = 10.37 𝑁𝑚 iii. Parámetros de impresión Después del proceso iterativo para encontrar el “sweet spot” los parámetros óptimos para impresión son los siguientes: Tabla 2. Parámetros de Impresión 20% 5% PLA Velocidad de impresión [mm/s] 50 50 30 Temperatura [°C] 210 200 190 Diámetro boquilla [mm] 0,8 0,8 0,4 145 150 155 160 165 170 175 180 0 10 20 30 40 50 60 70 0 1 2 3 4 5 6 7 8 Te m p er at u ra [ °C ] To rq u e [N m ] Tiempo [min] Torque Temperatura 38 iv. Caracterización del material a. Flexión La prueba de flexión se llevó a cabo bajo la norma ASTM D790 para plásticos reforzados y no reforzados y materiales de aislamiento. La norma establece la utilización de 5 probetas con una relación de 16:1 de largo a espesor y un ancho de media pulgada, dichas probetas se manufacturaron por medio de manufactura aditiva utilizando una impresora 3D. Ilustración 24. Prueba de flexión INSTRON 3367. Los parámetros indicados por la norma para esta prueba dependen de las dimensiones de las probetas utilizadas, en este caso las velocidades y distancias entre soportes cambian ligeramente dado que las dimensiones son las mismas para las diferentes proporciones de material, la diferencia
Compartir