MANUFACTURA, APLICACIÓN Y CARACTERIZACIÓN DE UN …
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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
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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
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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
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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
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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
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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.
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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
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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
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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).
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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
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cuerpo vivo cuando se usa como sustituto óseo y promete excelentes implantes con
biodegradabilidad y alta bioactividad.
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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).
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 = 0.2𝑊
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 10
14
18
25
38
53
75
95
12
5
15
0
19
0
25
0
60
0
10
00
Frec
uen
cia
acu
mu
lad
a [%
]
Frec
uen
cia
[%]
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
Tem
per
atu
ra [
°C]
Torq
ue
[Nm
]
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
Tem
per
atu
ra [
°C]
Toru
qe
[Nm
]
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
Tem
per
atu
ra [
°C]
Torq
ue
[Nm
]
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 dada por las tolerancias son el motivo por el cual dichos parámetros
cambian, los parámetros se muestran a continuación:
Tabla 3. Parámetros de prueba de flexión
Proporción polvo de hueso 20% 5% PLA
Support span 16:01 16:01 16:01
d - depth (mm) 3,32 3,44 3,21
L - support span (mm) 53,12 54,97 51,40
M - Overhangging (mm) 5,31 5,50 5,14
LA - Largo min (mm) 63,74 65,96 61,68
Z - rate of straining ((mm/mm)/min) 0,01 0,010 0,01
R - rate of crosshead (mm/min) 1,42 1,47 1,37
Los resultados de las pruebas de flexión para los tres materiales probados son los siguientes:
39
o Proporción 20% PH – 80% PLA
Figure 6. Esfuerzo Vs. Deformación 20%PH - 80%PLA
Tabla 4. Propiedades de flexión del compuesto con 20% PH
Esfuerzo Máximo [MPa]
Esfuerzo de Flexión [MPa]
Módulo de elasticidad tangente [GPa]
47,26 25,57 1,04
77,30 41,83 1,45
64,30 34,79 1,45
80,98 43,82 1,74
76,25 41,26 1,67
PROMEDIO 69,22 37,45 1,47
DESVIACION ESTANDAR 13,78 7,46 0,27
o Proporción 5% PH – 95% PLA
Figure 7. Esfuerzo Vs. Deformación 5% PH – 95% PLA
0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
0 1 2 3 4 5
Esfu
erzo
[M
Pa]
Deformación [%]
0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
0 1 2 3 4 5
Esfu
erzo
[M
Pa]
Deformación [%]
40
Tabla 5. Propiedades de flexión del compuesto con 5% PH
Esfuerzo Máximo [MPa]
Esfuerzo de Flexión [MPa]
Módulo de elasticidad tangente [GPa]
70,35 37,30 1,39
72,55 38,47 1,31
80,75 42,82 1,58
72,54 38,47 1,45
83,63 44,34 1,73
PROMEDIO 75,96 40,28 1,49
DESVIACION ESTANDAR 5,84 3,10 0,17
o PLA típico de Impresión 3D
Figura 8. Esfuerzo Vs. Deformación PLA
Tabla 6. Propiedades de flexión del PLA
Esfuerzo Máximo [MPa]
Esfuerzo de Flexión [MPa]
Módulo de elasticidad tangente [GPa]
66,47 35,97 1,22
71,00 38,41 1,37
72,46 39,20 1,34
76,27 41,27 1,54
78,22 42,32 1,41
PROMEDIO 72,9 39,43 1,37
DESVIACION ESTANDAR 4,60 2,49 0,11
0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
0 1 2 3 4 5 6
Esfu
erzo
[M
Pa]
Deformación [%]
41
o Comparación
Figure 9. Propiedades de flexión para diferentes proporciones de PH
b. Dureza
La prueba de dureza se llevó a cabo bajo la norma ASTM D2240, siendo medida la dureza
Shore D ya que es la dureza propia de los materiales termoplásticos. La prueba se realizó con
el durómetro Shore D del laboratorio de propiedades mecánicas de la Universidad de los
Andes.
Los resultados de las pruebas de dureza para los tres materiales probados son los siguientes:
Figure 10. Dureza Vs. Porcentaje de PH
0,25
0,45
0,65
0,85
1,05
1,25
1,45
1,65
1,85
25
30
35
40
45
50
0% 5% 10% 15% 20% 25%
Mó
du
lo d
e el
asti
cid
ad t
ange
nte
[G
Pa]
Esfu
erzo
de
Flex
ión
[M
Pa]
Porcentaje de PH
70
72
74
76
78
80
82
84
0% 5% 10% 15% 20%
Du
reza
[Sh
ore
D]
Porcentaje de PH
42
c. Rugosidad
La prueba de rugosidad se llevó a cabo bajo la norma DIN 4768. Las mediciones se realizaron
sobre las probetas utilizadas para las pruebas de flexión.
Los resultados de las pruebas de rugosidad para los tres materiales probados son los
siguientes:
Tabla 7. Resultados de Rugosidad
RUGOSIDAD [µm]
PLA PLA - 5% HUESO PLA - 20% HUESO
PLA - 20% HUESO MECANIZADO
17,082 12,878 14,642 5,098
18,624 9,206 10,843 6,83
19,021 8,077 11,498 5,133
18,672 8,633 13,481 6,185
Promedio 18,350 9,699 12,616 5,812
Desviación 0,863 2,169 1,756 0,846
d. Calidad de impresión
La organización Internacional de Normalización (ISO) ha normalizado un sistema de
tolerancias que estudia los dimensionamientos de hasta 500 mm. Este sistema utiliza unos
códigos (letras y números) que definen la calidad de la tolerancia, así como su posición
respecto de la línea de referencia. Las unidades empleadas son mm para las medidas
nominales y 𝜇𝑚 para las tolerancias (Instituto Máquina Herramienta 2018).
En cuanto a la calidad de la tolerancia se dice que cuanto mayor sea la calidad menor será la
tolerancia. El sistema ISO prevé 18 calidades designadas por: IT01, IT0,…, IT16. Se
presentan los grados de tolerancia normalizados a continuación (Instituto Máquina
Herramienta 2018):
Tabla 8. Grados de tolerancia normalizados
Medida nominal en mm
Grados de tolerancia normalizados
IT1 IT2 IT3 IT4 IT5 IT6 IT7 IT8 IT9 IT10 IT11 IT12 IT13 IT14 IT15 IT16 IT17 IT18
Por encima
Hasta o incluso
Fórmulas para las tolerancias normalizadas (Resultados en micrómetros)
- 500 - - - - 7i 10i 16i 25i 40i 64i 100i 160i 250i 400i 640i 1000i 1600i 2500i
500 3150 2l 2,7l 3,7l 5l 7l 10l 16l 25l 40l 64l 100l 160l 250l 400l 640l 1000l 1600l 2500l
Calibre y piezas de
gran precisión
Piezas o elementos diseñados a ajustar
Piezas o elementos que no han de ajustar
43
Las tolerancias de diferentes calidades se han establecido basándose en una unidad de
tolerancia i, dada por la fórmula (Tinjaca Amaya 2016):
𝑖 = (0,45 ∗ 𝐷1
3⁄ )(0,001 ∗ 𝐷)
Para las calidades del 5 al 16, la tolerancia está calculada según los múltiplos de la unidad de
tolerancia indicados a continuación (Tinjaca Amaya 2016):
Tabla 9. Tolerancias del sistema ISO
Tolerancias de las calidades 5-16 del sistema ISO
Calidades 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16
Tolerancia 7i 10i 16i 25i 40i 64i 100i 160i 250i 400i 640i 1000i
Para determinar la calidad de manufactura de la impresora 3D con el material fabricado de
biopolímero y polvo de hueso se realizó una medición en 16 probetas de geometría toroidal
impresas, los resultados de las medidas y tolerancias se presentan a continuación:
A partir de estas medidas se calcula la calidad por medio de la unidad de tolerancia i. Los
resultados son los siguientes:
L1 L2 L3 L4 L Promedio A1 A2 A3 A4 A Promedio E1 E2 E3 E4 E Promedio
1 26,26 26,52 26,3 26,24 26,33 12,6 13,9 13,9 13,92 13,58 7,36 6,96 6,84 7,12 7,07
2 26,16 25,94 26,42 25,96 26,12 13,9 13,94 13,98 13,64 13,87 6,54 6,94 6,38 6,32 6,55
3 26,42 26,02 26,22 26,12 26,20 13,84 13,88 13,82 13,74 13,82 6,94 6,82 6,98 7,26 7,00
4 26,64 26,06 25,6 26,22 26,13 14,28 14,08 14,16 14,14 14,17 6,38 6,46 6,34 6,42 6,40
5 26,3 26,2 26,05 26,3 26,21 13,85 13,8 14,05 13,6 13,83 6,75 6,6 6,7 6,95 6,75
6 26,25 24,85 25,05 25,25 25,35 13,8 14,3 14,15 13,75 14,00 6,2 6,25 6,35 6,1 6,23
7 25,75 25,6 25,7 25,5 25,64 14 14,65 14,5 14,4 14,39 6,1 6,15 6,15 5,95 6,09
8 25,9 25,7 25,65 25,95 25,80 14,35 14,15 14,35 14,4 14,31 6,1 6,15 5,9 6,1 6,06
9 25,75 25,8 25,7 25,75 25,75 14,15 14,05 14,15 14,1 14,11 5,8 5,75 6,1 5,8 5,86
10 25,6 25,5 25,45 25,95 25,63 14,3 14,4 14,3 14,2 14,30 6,6 6,1 6,55 6,6 6,46
11 25,55 25,5 25,45 25,4 25,48 14,45 14,5 14,45 14,4 14,45 6,55 6,6 6,55 6,45 6,54
12 26,15 26,25 26,25 26,05 26,18 14,25 14,2 14,15 14,15 14,19 6,15 6,1 6 6 6,06
13 25,9 25,6 25,65 25,95 25,78 14,4 14,3 14,35 14,45 14,38 6,35 6,1 6,05 6,1 6,15
14 25,75 25,35 25,5 25,6 25,55 14,5 14,3 14,25 14,4 14,36 6,05 5,85 6,25 5,85 6,00
15 25,4 25,55 25,85 26 25,70 13,7 14,3 14,25 14,3 14,14 5,9 5,85 5,75 5,8 5,83
16 25,6 25,55 25,45 25,7 25,58 14,65 14,5 14,25 14,4 14,45 6,9 6,35 6,2 6,4 6,46
25,84 14,15 6,34
26,33 14,45 7,07
25,35 13,58 5,83
980 870 1245
Probetas
Medida nominal D (mm)
Tolerancia (µm)
Probeta
Tolerancia (µm)
Medida nominal D (mm)
Máxima medida D (mm)
Mínimma medida D (mm)
Tolerancia (µm)
Mínimma medida D (mm)
Máxima medida D (mm)
Medida nominal D (mm)
Diametro InteriorDiametro Exterior Espesor
Máxima medida D (mm)
Mínimma medida D (mm)
Tabla 10. Medidas de las probetas
44
Tabla 11. Unidad de Tolerancia
Finalmente, la calidad ISO se determina mediante la división de la tolerancia (Tabla 8) sobre
la unidad de tolerancia (Tabla 9) y a dicho resultado se le realiza una aproximación para
determinar la tolerancia ISO, los resultados se presentan a continuación:
Tabla 12. Calidad ISO
Diámetro Exterior Diámetro Interior Espesor
980/i = 28,51 870/i = 56,51 1245/i = 235,59
Aproximación = 40i Aproximación = 64i Aproximación = 250 i
Calidad ISO: 9 Calidad ISO: 10 Calidad ISO: 13
e. Distribución del polvo de hueso en el material
Mediante el uso de microscopia óptica con un aumento de 40X se realiza la observación de
las partículas de hueso en la base de material de PLA, esto con el fin de observar cómo se
distribuyó el hueso en el material.
Las imágenes se presentan a continuación:
Unidad de Tolerancia
Para Diámetro
Exterior (i)
Para Diámetro
Interior (i)Para Espesor (i)
5,2215,3934,37
Ilustración 25. Microscopia optica del material
45
Ilustración 26. Defectos en la manufactura
46
VIII. MODELO ESTADÍSTICO
El análisis de experimento factorial se utilizará para describir el modelo estadístico, en este
se investigan las combinaciones del experimento en los diferentes niveles de los factores, en
este caso se trata de un experimento de un factor, en el cual se tiene la composición de polvo
de hueso como único factor. El efecto de este factor es el cambio en los resultados obtenidos
en la experimentación.
Para este análisis se realizará una prueba ANOVA o Análisis de Varianza sobre los resultados
obtenidos concretamente en las propiedades de flexión, dureza y rugosidad. La hipótesis por
resolver en todos los casos es:
• La proporción de polvo de hueso presente en el compuesto cambia las propiedades
del material
La hipótesis nula y alternativa para los diferentes análisis de varianza son las siguientes:
𝐻0: 𝜇1 = 𝜇2 = 𝜇3
𝐻1: 𝜇1 ≠ 𝜇2 ≠ 𝜇3
Se utiliza un nivel de significancia de α=5%
i. Flexión
Los resultados del análisis de varianza para los resultados de flexión son los siguientes:
a. Esfuerzo de Flexión
Tabla 13. Análisis de varianza para esfuerzo de flexión
Suma de Cuadrados
Grados de Libertad
Cuadrados Medios
F-Ratio F-5%
TOTAL 4882,58027 14 348,755734 - -
TRATAMIENTO 21,0901594 2 10,5450797 0,44318881 3,98
RESIDUAL 285,523806 12 23,7936505 - -
Dado que el estadístico de prueba “F-Ratio” es menor a la prueba F, se concluye que no hay
evidencia estadística para descartar la hipótesis nula, por tanto, se dice que no existe un
cambio significativo entre las medias de los esfuerzos de flexión.
b. Módulo de Elasticidad Tangente
Tabla 14. Análisis de varianza para módulo de elasticidad tangente
Suma de Cuadrados
Grados de Libertad
Cuadrados Medios
F-Ratio F-5%
TOTAL 6,77605948 14 0,48400425 - -
TRATAMIENTO 0,03847867 2 0,01923933 0,4936649 3,98
RESIDUAL 0,46766949 12 0,03897246 - -
47
Dado que el estadístico de prueba “F-Ratio” es menor a la prueba F, se concluye que no hay
evidencia estadística para descartar la hipótesis nula, por tanto, se dice que no existe un
cambio significativo entre las medias de los módulos de elasticidad tangentes.
ii. Dureza Tabla 15. Análisis de varianza para dureza
Suma de Cuadrados
Grados de Libertad
Cuadrados Medios
F-Ratio F-5%
TOTAL 319,958667 29 11,0330575 - -
TRATAMIENTO 118,792333 2 59,3961667 19,4684791 3,35
RESIDUAL 82,374 27 3,05088889 - -
Dado que el estadístico de prueba “F-Ratio” es mayor a la prueba F, se concluye que hay
evidencia estadística para descartar la hipótesis nula, por tanto, se dice que existe un cambio
significativo entre las medias de la dureza.
iii. Rugosidad Tabla 16. Análisis de varianza para rugosidad
Suma de Cuadrados
Grados de Libertad
Cuadrados Medios
F-Ratio F-5%
TOTAL 362,595321 15 24,1730214 - -
TRATAMIENTO 418,561905 3 139,520635 60,3423876 3,49
RESIDUAL 27,7457968 12 2,31214973 - -
Dado que el estadístico de prueba “F-Ratio” es mayor a la prueba F, se concluye que hay
evidencia estadística para descartar la hipótesis nula, por tanto, se dice que existe un cambio
significativo entre las medias de la rugosidad.
48
IX. DISCUSIÓN DE RESULTADOS
i. Caracterización del polvo de hueso
a. Tamaño de partícula
De acuerdo a los requerimientos presentados por el método de manufactura en donde un
tamaño de partícula grande obstruye la boquilla de extrusión del material, es deseado obtener
un tamaño de partícula menor a 200 µm, sin embargo, existe incertidumbre respecto a la
reacción de una célula ante una partícula de dicho tamaño, ante esto se decidió trabajar en
pro del método de manufactura para posteriormente evaluar el comportamiento del material
en un medio celular y así refinar a futuro dicho procedimiento. De este modo al observar el
tamaño medio de partícula de 96.20 µm con una desviación estándar de 14 µm se puede
definir que es posible utilizar este polvo de hueso para la fabricación del filamento para
impresión 3D por modelado por deposición fundida, aun así es importante tener en cuenta
que debido a la fabricación por extrusión del filamento pueden hacerse conglomerados de
polvo de hueso que en un tamaño grande pueden afectar la impresión taponando una boquilla,
por esto es necesario utilizar una boquilla de 0.8 mm, con esta se reducen las probabilidades
de obstruir el proceso de manufactura aunque en detrimento de la calidad de la impresión.
b. Factor de Forma
El factor de forma sirve para caracterizar el polvo granular, al obtener los resultados de la
media de 0.49 µm/µm con una desviación estándar de 0.16 µm/µm se puede determinar que
se produjo un tipo de polvo de hueso alargado con una relación aproximada de 1:2 de ancho
contra largo.
ii. Mezclador interno
Para la selección del PLA a utilizar se observó en principio el que produjera el torque más
bajo, esto para favorecer el proceso de extrusión del filamento, en este caso tanto el
PLA/PHA y el PLA INGEO 2003D tenían un torque similar tanto en su máximo como en su
estabilización, de este modo la selección se realizó por las propiedades biodegradables
encontradas en la literatura, por parte del PLA/PHA sus propiedades biomédicas no se
encontraban por completo comprobadas, de momento dichas propiedades se encuentran en
estudio, por tal motivo la selección primo en este caso sobre el PLA INGEO 2003D puesto
que en este caso si existe una base de estudios y experimentos que permiten tener
antecedentes para su aplicación biomédica.
iii. Parámetros de impresión
En la tabla 2 se observa que el parámetro de velocidad de impresión es igual para los dos
materiales que tienen polvo de hueso, a diferencia del PLA comercial para impresión que
comúnmente se imprime a una velocidad más baja debido a que también se imprime con una
boquilla de menor diámetro de extrusión, esto se realiza debido a que es posible desarrollar
impresiones de mayor calidad con dichos parámetros. En el caso del PLA compuesto con
polvo de hueso se observó que la fluencia del material es más viscosa, motivo por el cual se
aumentó la velocidad de impresión, sin embargo, se encuentra que la viscosidad disminuye
a medida que también lo hace la proporción de polvo de hueso en la mezcla, por tal motivo
la temperatura de impresión es mayor para el PLA con 20% polvo de hueso (210°C) seguido
49
por el PLA con 5% polvo de hueso (200°C) y por último el PLA típico de impresión con
(190°C). Este aumento de viscosidad se debe principalmente a que el polvo de hueso aumenta
la fricción en el interior de la boquilla de extrusión, este fenómeno fue causante a su vez de
la abrasión de la boquilla de extrusión, mencionado previamente en la sección de fabricación
del material.
iv. Caracterización del material
a. Flexión
Los resultados de flexión obtenidos, observados comparativamente en la figura 9, presentan
unas propiedades muy buenas para un material biocompatible y alternativo a las soluciones
estándar de reparación de lesiones oseas y de tejidos, si bien sigue siendo una resistencia
menor a las aleaciones de titanio y acero quirúrgico, los cuales tienen un esfuerzo de ruptura
promedio de 880 y 560 MPa respectivamente, se tiene una resistencia a la flexión buena para
aplicaciones que no requieran grandes esfuerzos o sean de integridad estructural para el
hueso, de este modo el material de PLA con polvo de hueso se presenta como una solución
a recuperación de lesiones como fractura de ligamento cruzado o unión de tendones.
Se puede observar que el material tiene un porcentaje de deformación cercano al 3%, esta
propiedad elástica es conveniente para las aplicaciones médicas puesto que en ocasiones el
medico requiere del moldeo del material en algún ángulo especifico según el paciente, este
es un procedimiento común en los implantes metálicos, poder contar con dicha capacidad
permite al nuevo material competir en cuanto utilidad con los materiales estándares de
implantes.
Por otra parte, se observa que según el análisis estadístico del esfuerzo de flexión y el módulo
de elasticidad tangente presentados en las tablas 13 y 14 respectivamente, no hay evidencia
estadística para determinar que dichos esfuerzos cambien según la proporción de polvo de
hueso, sin embargo, sería necesario evaluar una nueva composición con mayor polvo de
hueso para encontrar el punto en el cual si hay un cambio en la propiedad. También se
propone cambiar el método de manufactura en la parte de mezclado de los pellets de PLA y
polvo de hueso para homogeneizar más la mezcla y así evaluar si esto es causante de este
fenómeno.
b. Dureza
En la Figura 10 se puede observar los resultados comparativos de las durezas de cada
material, en este se puede observar que es un material termoplástico duro, motivo por el cual
la escala de dureza es la adecuada para su medición, en este caso se puede observar que la
dureza disminuye a medida que aumenta la proporción de polvo de hueso en la mezcla, sin
embargo, se puede determinar que la dureza es propia del material base del compuesto es
decir del ácido poli láctico. En este caso, la dureza es mucho menor que la esperada en la
aleación de titanio o acero típica de los implantes, estos son medidos en la escala Rockwell
C y Rockwell B respectivamente.
En este caso es correcto afirmar, soportado por la estadística, que existe un cambio evidente
en la propiedad de dureza conforme se aumenta la proporción de polvo de hueso, esto a partir
50
de la prueba de análisis de varianza. En este caso existe una diferencia respecto a las
propiedades de flexión.
c. Rugosidad
De acuerdo a los resultados de rugosidad presentados en la tabla 7 se puede definir que la
calidad del acabado superficial obtenido a partir de la impresión 3D no es buena, en este caso
el defecto de manufactura se da en mayor medida en el PLA típico de impresión 3D, seguido
por el material con compuesto de 20% polvo de hueso y por último el compuesto con 5% de
polvo de hueso, sin embargo, gracias a que el material es mecanizable es posible mejorar el
acabado mediante estas técnicas, lo cual a pesar de suponer una etapa más en el proceso de
manufactura representa una posibilidad de versatilidad en cuanto a obtención de geometrías
complejas y precisas.
d. Calidad de impresión
De acuerdo con los resultados presentados en la tabla 12 se observa que los diámetros
interiores y exteriores son manufacturados con una calidad para objetos con ajuste y el
espesor con una calidad basta no apta para ajustar, sin embargo, la mecanización de este
material permite obtener mejores calidades.
e. Distribución de polvo de hueso en el material
En la ilustración 24 se puede observar cómo se distribuye el polvo de hueso del material en
una impresión correcta sin fallos, en la sección izquierda se puede visualizar el polvo de
hueso que se presenta como las partículas opacas en el fondo claro que es el ácido poli láctico,
con esta imagen se puede observar que existe una homogenización en la distribución de las
partículas aunque en ocasiones se observan aglomeraciones, también se pueden observar dos
líneas paralelas en el fondo y una perpendicular en el primer plano, con ellas se puede ver
como se realizó la manufactura aditiva por capas. En la misma ilustración, sección derecha
se puede observar de igual forma la distribución del polvo de hueso y una línea de separación
de la capa, lo más notorio en esta imagen es la solidificación superficial del material que se
observan como marcas de playa, de manera que parece que hubo una contracción del material
durante el enfriamiento.
En la ilustración 25 se pueden observar fallos que ocurren durante la manufactura aditiva
mediante moldeo por deposición fundida, en la sección izquierda se puede observar cómo se
consolida superficialmente la capa de polímero pero en el fondo se observan grandes
manchas opacas que no pueden ser pasadas por polvo de hueso, en este caso dichas partículas
son inclusiones de aire que se forman durante la impresión, estas se deben principalmente a
obstrucciones momentáneas del flujo de material de la boquilla durante la impresión, a pesar
de poder observar las capas de la dirección de la capa manufacturada estas inclusiones de
aire representan porosidad no deseada en el material. En la sección derecha se puede observar
un defecto más profundo pues existe una separación muy grande en la cual no es posible
visualizar las capas de la dirección de la capa manufacturada y también se observa un vacío
de material. Estos defectos son nocivos en el proceso de manufactura, si el material que está
diseñado para tener una densidad de relleno del 100% presenta porosidad no deseada como
51
en estos casos puede suponer un concentrador de esfuerzos y en tal caso una oportunidad
para presentarse una falla.
52
X. CONCLUSIONES
A partir de los trabajos previos se pudo replicar la técnica de limpieza y producción del polvo
de hueso, sin embargo, fue necesario realizar algunos ajustes para mejorar dicha metodología,
el tratamiento del polvo de hueso es de gran importancia para el proceso siguiente proceso
de fabricación del filamento para impresión 3D y posteriormente de manufactura de los
implantes. Se desarrollo una metodología de manufactura alternativa para el desarrollo de
implantes óseos, se encuentran pocas referencias de trabajos similares realizados, por este
motivo se presenta una oportunidad de estudio para la implementación de este proceso de
manufactura que tiene varios beneficios los cuales son principalmente la producción de
objetos con geometrías complejas. La manufactura aditiva y en este caso el modelado por
deposición fundida es un método de manufactura con mucho potencial para la aplicación del
material desarrollado en el presente trabajo. Se concluye que fue posible desarrollar un
biomaterial para un implante mediante fabricación aditiva para ser usado por un veterinario
como soporte de generación de tejido óseo.
Se ha desarrollado un biomaterial que a partir de la información recopilada es funcional para
ser utilizado en la recuperación de animales, a falta de pruebas de citotoxicidad se tiene un
material que cumple con las propiedades mecánicas óptimas para su aplicación. Se observa
que el material desarrollado presenta las propiedades mecánicas más altas en comparación
de los demás adelantos hechos en el grupo LATEM, este adelanto permite contar con una
base de información adecuada para el desarrollo de este biomaterial junto con las debidas
pruebas de compatibilidad biológica y así ser implantado para conocer los resultados del
comportamiento in vivo. A partir de la experimentación realizada se tiene un material que, si
bien continúa siendo bastante inferior en propiedades mecánicas de resistencia, se presenta
como una alternativa para el mejoramiento de la medicina veterinaria y a futuro, con una
experimentación mayor, para la medicina humana.
Se observa que las propiedades de flexión no dependen de la proporción de polvo de hueso
presente en la mezcla, al menos hasta una proporción del 20% de PH, sin embargo, las
propiedades de dureza y rugosidad si dependen de dicha proporción. La calidad del producto
manufacturado no depende de la proporción del polvo de hueso presente en la mezcla, esta
depende principalmente de los parámetros de impresión de la máquina, al igual que la
rugosidad de este, es por esto que perfeccionando la técnica de producción del filamento de
impresión es posible también mejorar la calidad de impresión, así como la posibilidad del
material de ser mecanizado.
A partir de los trabajos previos y la experimentación realizada en este trabajo se tiene que la
proporción de polvo de hueso 20% y 80% PLA se tiene un material con propiedades
mecánicas y biológicas óptimas para la aplicación de implantación, el deseo del implante es
contar con la mayor similitud con los tejidos y estructuras oseas con las que va a tener
contacto por eso es deseable tener la mayor cantidad de hueso posible en la mezcla, sin
embargo, como se comprueba en la bibliografía revisada, los trabajos previos del grupo de
investigación y esta experimentación, la mejor relación esta alrededor de la utilizada en esta
ocasión.
53
XI. RECOMENDACIONES
i. Limpieza del hueso
Se recomienda seguir estrictamente los tiempos de limpieza del hueso pues al tratarse de
material biológico este puede descomponerse rápidamente.
ii. Fabricación del polvo de hueso
Se recomienda tener un polvo completamente seco para la molienda final del polvo de hueso,
esto para evitar que se formen acumulaciones de partículas que puedan causar que el lote de
polvo molido se arruine.
iii. Fabricación del filamento
Se recomienda realizar el proceso de molienda para los pellets de PLA, esto para poder
homogeneizar la mezcla de la mejor forma posible para el proceso de extrusión del filamento.
Se recomienda realizar un montaje con el cual se pueda encarretar correctamente el filamento
para su posterior uso en la impresión 3D, no contar con un carrete causa que el filamento se
enrede entre sí y al tratarse de un filamento con cerámico es muy frágil, por tal motivo en el
momento de usarse en la impresora 3D se tienen fallos y retrasos en la impresión, además
que se pierde mucho material útil para impresión.
54
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