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MANUFACTURA DE PIEZAS PARA IMPLANTES ÓSEOS A PARTIR DE POLVO
DE CORAL POR TRANSFERENCIA
CAMILO ANDRES RAMIREZ ARISTIZABAL
UNIVERSIDAD DE LOS ANDES FACULTAD DE INGENIERIA
DEPARTAMENTO DE INGENIERIA MECANICA BOGOTA 2010
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MANUFACTURA DE PIEZAS PARA IMPLANTES ÓSEOS A PARTIR DE POLVO DE CORAL POR TRANSFERENCIA
CAMILO ANDRES RAMIREZ ARISTIZABAL
Tesis presentada a la Universidad de Los Andes como requisito parcial de grado del programa de pregrado en Ingeniería Mecánica
Asesor FABIO ARTURO ROJAS MORA
Dr. Eng. Mec. Profesor – Investigador
Departamento de Ingeniería Mecánica Universidad de Los Andes
UNIVERSIDAD DE LOS ANDES FACULTAD DE INGENIERIA
DEPARTAMENTO DE INGENIERIA MECANICA BOGOTA 2010
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AGRADECIMIENTOS
A mis padres por su apoyo incondicional y confianza en todo
momento de la carrera
A mi hermano por ser ejemplar y colaborarme en los momentos
difíciles
A mi novia por su paciencia y motivación en la elaboración del
proyecto
A mi asesor por los consejos, las pautas y el apoyo
A mi amigos por confiar en mi
A mi tío Luis Aristizabal por la ayuda en la consecución de la materia
prima
A todas las personas que directa o indirectamente ayudaron y
estuvieron relacionadas con este proyecto
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TABLA DE CONTENIDOS
1. Introducción……………………………………………………………………10 2. Objetivos………………………………………………………………………..14
2.1. Objetivo general…………………………………………………….14 2.2. Objetivos específicos……………………………………………….14
3. Materiales y métodos……………………………………………………..….16 3.1. El material (biocompatible)……………………………………....16 3.2. Matriz aglutinante - Sulfato de Calcio (SC)……………………17
3.2.1. Sulfato de calcio utilizado en el proyecto………..…17 3.3. Material de refuerzo – Polvo de coral (PC)…………………....18
3.3.1. Obtención del PC……………………………………..…18 3.3.2. Morfología del PC……………………………………..…21
3.4. Fabricación de los moldes para la manufactura…………....22 3.5. Proceso de manufactura del implante………………………...25 3.6. Pruebas mecánicas………………………………………………...26
4. Análisis de resultados en probetas………………………………………...28 4.1. Dureza…………………………………………………………………28 4.2. Compresión…………………………………………………….…….28 4.3. Flexión en tres puntos…………………………………………..…..30 4.4. Porosidad aparente…………………………………………….….31
5. Análisis de resultado en piezas………………………………………….….33 5.1. Microscopia electrónica por barrido (SEM)……………….…..33 5.2. Tolerancias (Calidad ISO IT)…………………………………….…37 5.3. Citotoxicidad…………………………………………………….…..39 5.4. Rugosidad………………………………………………………….…41 5.5. Dureza…………………………………………………………………43 5.6. Compresión………………………………………………………..…44 5.7. Flexión…………………………………………………………………45
6. Conclusiones…………………………………………………………………...47 7. Bibliografía………………………………………………………………………49 8. Anexos…………………………………………………………………………...54
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LISTA DE FIGURAS
Figura 1 - Piedra de coral tipo porites lavada……………………………...19
Figura 2 - Disminución de tamaño de piedra………………………………20
Figura 3 - Recipiente de molino……………………………………………….20
Figura 4 - Maquina para la molienda con bolas………………………….20
Figura 5 - Microscopia del PC obtenido, con los parámetros ‘d’ y ‘D’.22
Figura 6 - Molde fabricado en arcilla………………………………………..23
Figura 7 - Molde fabricado en yeso………………………………………….24
Figura 8 - Molde acero inoxidable cerrado………………………………..25
Figura 9 - Molde acero inoxidable abierto………………………………….25
Figura 10 - Tornillos para pruebas de compresión…………………………27
Figura 11 - Tornillos para pruebas de flexión……………………………….27!
Figura 12 - Esfuerzo máximo [MPa] soportado por probetas de
PCSC………………………………………………………………………………..29
Figura 13 - Esfuerzo de flexión [MPa] soportado por probetas de
PCSC………………………………………………………………………………..30
Figura 14 - Pieza metálica (20X)……………………………………………….33
Figura 15 - Pieza de polímero (20X)…………………………………………..33
Figura 16 - Pieza polvo de coral (20X)……………………………………….33
Figura 17 - Pieza polvo de hueso (20X)………………………………………33
Figura 18 - Pieza metálica (100X)……………………………………………..34
Figura 19 - Pieza de polímero (100X)…………………………………………34!
Figura 20 - Pieza de polvo de coral (70X)…………………...………………34
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Figura 21 - Pieza de polvo de hueso (100X)………………………………...34
Figura 22 - Pieza metálica (20000X)…………………………………………..35
Figura 23 - Pieza de polímero (10000X)………………………………………35!
Figura 24 - Pieza de polvo de coral (1000X)………………………………..35
Figura 25 - Pieza de polvo de hueso (1000X)……………………………….35
Figura 26 - Resultados análisis químico de las piezas……………………..36
Figura 27 - Perfil del tornillo producido……………………………………….38
Figura 28 - Efecto citotóxico del Tornillo antes y después del proceso de
calentamiento en células CHOK1. Correlación de Pearson r = -0.927 y r
= -0.937 (P < 0.01), respectivamente…………………………………………40
Figura 29 – Células muertas en diferentes concentraciones de tornillos
con desmoldante………………………………………………………………..40!
Figura 30 – Células muertas en diferentes concentraciones de tornillos
con desmoldante evaporado……………………………………………...…41
Figura 31 – Ubicación correcta de la punta del rugosimetro para hacer
pruebas…………………………………………………………………………….42
Figura 32 - Carga a compresión [N] vs. extensión [mm] de tornillos de
PCSC………………………………………………………………………………..44
Figura 33 - Esfuerzo de flexión [MPa] vs. deformación [%] de tornillos de
PCSC………………………………………………………………………………..46
Figura 34 – Plano de matriz inferior del molde……………………………..56
Figura 35 – Plano de matriz superior del molde……………………………56
Figura 36 – Plano de punzón para hueco Bristol del molde……………..57
Figura 37 – Plano de acople para la llave del molde……………………57
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Figura 38 – Plano de ensamble final del molde……………………………58
Figura 39 – Plano de tornillo producido……………………………………...58
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LISTA DE TABLAS
Tabla 1 - Propiedades físicas sulfato de calcio WHIP MIX Jade Stone
[16] ………………………………………………………………………………….18!
Tabla 2 - Resultados estadísticos del FF………………………………………22
Tabla 3 - Resultado obtenidos de dureza…………………………………...28
Tabla 4 - Resultados obtenidos del esfuerzo de compresión y modulo
elástico. ……………………………………………………………………………29
Tabla 5 - Resultados obtenidos del esfuerzo de flexión…………………..30
Tabla 6 - Resultados obtenidos de la porosidad aparente……………...32
Tabla 7 - Resultados análisis composición química de las piezas………36
Tabla 8 - Tabla de índices de tolerancias ISO [21]………………………...37
Tabla 9 - Resultados de diámetros interno y externo y de longitud…...38
Tabla 10 - Resultados pruebas de rugosidad en piezas………………….42
Tabla 11 - Resultados obtenidos en pruebas de dureza en piezas…….43!
Tabla 12 - Resultados obtenidos del esfuerzo de compresión y modulo
elástico……………………………………………………………………………..44
Tabla 13 - Resultados obtenidos del esfuerzo de flexión…………………45
Tabla 14 - Comparación de resultados obtenidos de algunas
propiedades mecánicas en hueso cortical humano, polvo de hueso
(Salazar y Peñaloza) y probetas de polvo de coral todas con objetivos
implantológicos………………………………………………………………..…48
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LISTA DE SIMBOLOS
PCSC Polvo de coral y sulfato de calcio
FF Factor de Forma
σ Desviación Estándar
α Confiabilidad
C Carbono
K Potasio
O Oxigeno
Ca Calcio
Zn Zinc
S Azufre
L Longitud [mm]
d Diámetro menor [mm ó µm]
D Diámetro mayor [mm ó µm]
PA Porosidad aparente [%]
Wd Peso de probeta en seco [gr]
Ws Peso de probeta sumergida [gr]
Ww Peso de probeta mojada [gr]
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1. INTRODUCCIÓN
A lo largo del tiempo los implantes óseos han sido utilizados por el
hombre para diversos fines como el tratamiento de fracturas,
deficiencias óseas, tumores e infecciones entre otros, haciendo que
poco a poco se vayan mejorando tanto en su calidad mecánica
como en la capacidad para ser absorbidos por el cuerpo.
La construcción de dichos implantes, se realiza actualmente con
diferentes materiales, los cuales, a pesar de tener muy buenas
propiedades mecánicas o ser biocompatibles con el cuerpo humano,
presentan algunas desventajas para las personas que las usan. Entre
ellas, que los materiales en los que se fabrican no se pueden
reabsorber por el organismo y se hace necesaria una nueva
intervención quirúrgica para retirar el implante. Por este motivo, se han
venido realizando diferentes investigaciones que han probado
materiales como metales, resinas acrílicas, huesos autógenos y
cerámicos entre otros [1].
Cabe aclarar, que los materiales para la construcción de los implantes
óseos para humanos, deben, además de no ser tóxicos, contar con las
siguientes propiedades; a) osteoconducción, propiedad de un
material o tejido de recibir y conducir el crecimiento óseo, b)
osteoinducción, propiedad de un material o tejido de promover la
diferenciación celular hacia la síntesis de matriz ósea, c) osteogénesis,
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formación de tejido óseo a partir de osteoblastos, d) soporte
biomecánico, función física de sostén y mantenimiento dado por una
estructura anatómica. [2].
Teniendo en cuenta lo anterior, se han venido buscando nuevos
materiales que permitan mejorar la calidad en varios ámbitos, por
ejemplo, algunos estudios se han enfocado sobre la posibilidad de
generar geometrías a partir de polvo de hueso bovino, ya que por
tener la microestructura muy parecida a las de los humanos tiene la
posibilidad de ser muy bien recibidos por el cuerpo [3], [4]. El proceso
consiste en mecanizar el hueso hasta convertirlo en polvo para luego
ser producido por medio de inyección [2] o transferencia [3]. Este
material tiene ventajas sobre otros, pues permite la absorción del
implante, eliminando así la necesidad de hacer una segunda cirugía
para la extracción del mismo.
El coral natural posee esta misma característica lo que lo hace otro
material factible para la fabricación de implantes. Lo anterior se debe
a que el coral natural cuenta con un componente que es
completamente absorbible por el cuerpo humano, la hidroxiapatita.
Por medio de estudios se ha demostrado que este material no es
toxico y permite el reemplazo de cualquier parte ósea del cuerpo
humano inclusive en edades avanzadas del paciente [5].
La presente investigación, pretende dar continuidad a los estudios
anteriormente mencionados en cuanto al intento de encontrar un
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material para la construcción de los implantes óseos para humanos,
aunque en este caso, específicamente se pretende generar
geometrías a partir de coral natural.
El propósito es también, producir polvo de coral para luego ser
mezclado con un aglutinante o matriz (sulfato de calcio), y así poder
procesarlo y dar formas que puedan ser utilizadas en las cirugías.
Respecto a la obtención de las piedras de coral, es pertinente anotar
que está regida por leyes que no permiten su extracción sin control, ya
que este material se usa actualmente no solo para la obtención de
injertos óseos, sino también para industrias como la joyería, la
construcción u ornamentación de acuarios, entre otros usos, lo que
hace que en países como Sri Lanka o Indonesia esté prohibida la
recolección de este material [6].
Continuando con el uso del coral natural en implantes, es importante
resaltar que ya se han realizado implantes usando este material como
agente base y carbonato de calcio como matriz, sin embargo, se
pudo ver que las geometrías tienen una dureza elevada y por lo tanto
son frágiles. Esto hace que en el momento de retirar las piezas, se
encuentren esquirlas de los materiales y capas de células que
responden negativamente ante la detección del cuerpo extraño [7].
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Se escogió el proceso de transferencia para fabricar las geometrías
debido a que por su densidad, el polvo de coral y sulfato de calcio
hace que la inyección sea complicada.
Para garantizar la debida utilización de los implantes, se van a generar
geometrías especificas como lo son los tornillos A0 ASIF [8]. Estas
geometrías deben cumplir con calidades en las tolerancias de las
medidas ISO IT (9 – 11). En cuanto a los acabados superficiales, los
valores Ra, Rt y Rz deben ser aproximados a los obtenidos en otras
pruebas de implantes [9] debido a que no existen reglas técnicas para
estos valores en implantes óseos.
Teniendo en cuenta lo anterior, se va a fabricar una geometría a base
de polvo de coral (PC) y su aglutinante de sulfato de calcio para ser
estudiada y probada, para que cumpla con los requerimientos, pueda
ser implantada en el cuerpo humano y tratar de mejorar la calidad de
vida de los usuarios eliminando cirugías y complicaciones
relacionadas con los tornillos comunes.
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2. OBJETIVOS
2.1. Objetivo general
Fabricar tornillos para implantes precisos, los cuales deben cumplir con
normas técnicas de medidas de tolerancia ISO, que se puedan
fabricar por medio de un proceso industrial sencillo y rápido para la
fácil repetición y fabricados en una mezcla aglutinada de polvos de
coral y cerámicas biocompatibles; además dichos implantes deben
tener buenos acabados superficiales o por lo menos que se acerquen
a valores encontrados en otros ensayos para implantes y que tengan
resistencias mecánicas altas que puedan soportar cargas que se
apliquen en su implementación.
2.2. Objetivos específicos
1. Fabricar tornillos tipo A0 ASIF para implantes por medio de
transferencia, copiando dichas geometrías estandarizadas en la
industria.
2. Caracterizar (estadísticamente) los tornillos metrológicamente
para cumplir con calidades ISO IT entre 9 y 11.
3. Caracterizar (estadísticamente) los acabados superficiales de
los tornillos por medio de microscopia electrónica y rugosidad;
se espera obtener unos valores cercanos de Ra 3.6 +- 0.16, Rt
28.12 +- 2.92 y Rz 75.49 +- 11.58 medidos en micrómetros [µm],
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valores obtenidos en pruebas hechas anteriormente sobre
implantes de hidroxiapatita [9].
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3. MATERIALES Y MÉTODOS
3.1. El material (biocompatible)
El material elegido para fabricar las piezas de ortopedia
correspondientes a este proyecto, mencionadas anteriormente, fue el
coral, debido a su biocompatibilidad, característica fundamental
para el cumplimiento del objetivo de este trabajo. Además de la
biocompatibilidad, se suman la porosidad interconectada que lo
hace un material osteoconductor y su capacidad para ser mezclado
con otros elementos, en este caso específico, se mezcló con sulfato
de Calcio. Es importante resaltar que dicha mezcla forma un
compuesto lo suficientemente resistente para fabricar piezas de
ortopedia y que las tres características por las que el Coral fue elegido
como el material adecuado, fueron demostradas en estudios
anteriores realizados tanto en animales como en humanos [14].
Las proporciones utilizadas para la realización de esta mezcla, fueron
10% de coral y 90% de sulfato de calcio debido a los resultados de
investigaciones previas [10] que encontraron dicha mezcla como la
mejor composición en volumen para las propiedades mecánicas
requeridas (resistencia a la compresión, resistencia a la flexión,
porosidad, módulo de elasticidad entre otras).
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El material compuesto por polvo de coral y sulfato de calcio, será
nombrado como PCSC a lo largo de el presente trabajo.
3.2. Matriz aglutinante - Sulfato de Calcio (SC)
El sulfato de calcio CaSO4 , también conocido como yeso, es un
material cerámico que posee propiedades mecánicas aceptadas en
la fabricación de injertos. En este proyecto, fue utilizado gracias a que
es un material biocompatible que fragua a temperatura ambiente y
que tiene afinidad con el polvo de coral. A esto se suma que se
demostró en otros estudios con objetivos parecidos [15] que el sulfato
de calcio es óptimo para ser manufacturado y procesado.
3.2.1. Sulfato de calcio utilizado en el proyecto
Para la ejecución de este proyecto, se usó el sulfato de calcio
hemihidratado α marca WHIP MIX referencia Jade Stone. La ficha
técnica se muestra en el Anexo A y las propiedades físicas en la
siguiente tabla [16].
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Tabla 1 - Propiedades físicas sulfato de calcio WHIP MIX Jade Stone [16]
El tiempo de fraguado según la ficha técnica del sulfato de calcio indica
que el tiempo de fraguado completo es de 48 horas, pero para este
proyecto se puede dejar sinterizar solo 2 horas y el material va a tener la
suficiente resistencia mecánica para ser extraído del molde.
3.3. Material de refuerzo – Polvo de coral (PC)
Se decidió utilizar el coral en este proyecto; las piedras son de la
familia Porites Porites ya que como se demostró en trabajos anteriores
[10], este tipo de coral es el mas adecuado para la implantología
además este material es biocompatible gracias a la hidroxiapatita y a
su porosidad interconectada.
3.3.1. Obtención del PC
Para la obtención del las piedras de coral, fue necesario seguir unos
procedimientos dictados por la jurisdicción de aguas Colombianas, de
acuerdo a la resolución 1020 de 1969 y específicamente en la
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reglamentación del Parque Nacional Natural Corales del Rosario y San
Bernardo a través del acuerdo 066 de 198 [28].
Después de obtener la materia prima, primero se deben lavar las
piedras de coral con agua pues estas al ser recolectadas tienen
impurezas como conchas muertas, arena, y otro tipo de partículas.
Luego, debe seguirse un tratamiento de limpieza y manejo más
especializado de acuerdo a [26] donde se indica que sustancias y en
que porcentajes debe añadirse a las piedras para su correcto
procesamiento. Luego se debe seguir las indicaciones de [26] para el
tratamiento del coral.
En la figura 1 se puede ver la piedra de coral antes del proceso de
molienda y después del proceso de lavado.
Figura 1 - Piedra de coral tipo porites lavada
A continuación se procedió a disminuir el tamaño de cada piedra
para poderlas introducir en el recipiente donde hay bolas de alúmina
de 15 mm de diámetro para moler el material. Este proceso se hizo
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manualmente con un mortero y un recipiente hechos también de
alúmina, un material más duro que el coral tipo porites.
Figura 2 - Disminución de tamaño de piedra Figura 3 - Recipiente de molino
Luego de introducir las piedras en el recipiente se procedió a
acoplarlo a la máquina para comenzar la molienda que duró 14
minutos. Esta molienda consiste en hacer rotar el recipiente a 1800 rpm
durante un tiempo dado y las bolas que se encuentran en el interior
del recipiente trituran el material hasta hacerlo polvo. El tiempo que
dura este proceso dicta el tamaño del polvo.
Figura 4 - Maquina para la molienda con bolas
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La maquina utilizada en este proyecto es un Molino planetario marca
Gabbrielly modelo MILL-2B.
La relación de la molienda es de 1:15. Esta relación es la que involucra
la cantidad en peso del material a moler y el material que lo muele
que en este caso es alúmina.
Peso de bolas de alumina = 670 [gr.]
Peso de material coral porites = 44 [gr.]
Relación en peso = 670/44 = 15
3.3.2. Morfología del PC
El PC que se obtuvo con el proceso anteriormente descrito, cumple
con los tamaños deseados para su manufactura (Figura 5) [9]. Estas
partículas son sometidas a análisis estadísticos para obtener el factor
de forma (FF). La ecuación utilizada para hallar este factor de forma
fue:
(1)
donde ‘D’ es el diámetro en micrómetros de una circunferencia que
contenga en su totalidad un grano del polvo y ‘d’ es el diámetro en
micrómetros de una circunferencia que este inscrita en su totalidad en
el mismo grano del polvo, como se muestra en la figura 5.
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Figura 5 - Microscopia del PC obtenido, con los parámetros ‘d’ y ‘D’
Para este estudio se tomaron 30 muestras y se obtuvo la media y la
desviación estándar consignadas en la tabla 2:
Media 'D' [µm] Media 'd' [µm] Media FF
156,833 82,000 0,52923035
σ 'D' [µm] σ 'd' [µm] σ FF
29,263 15,222 0,06915259 Tabla 2 - Resultados estadísticos del FF
3.4. Fabricación de los moldes para la manufactura
Los moldes se fabrican para la manufactura de los implantes
ortopédicos ya que con el proceso de moldeo por compresión se
obtienen ventajas como los grandes volúmenes de producción, cortos
ciclos y alta calidad superficial [3]. La geometría que se va a fabricar
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son tornillos para implantes tipo A0 ASIF de rosca profunda (9mm de
diámetro y 24mm de longitud) y se puede ver en la figura 39 del anexo
B.
Los primeros intentos de molde se fabricaron en arcilla cruda o verde
(figura 6), copiando la geometría del implante A0 ASIF de 9mm de
diámetro, con el fin de quemar el molde para que sinterizara y
posteriormente recibir un recubrimiento de pintura vitrificada que al
momento de volver quemar esta crea una película de vidrio en toda
la superficie. Este paso del recubrimiento de pintura vitrificada no se
llevo a cabo debido a que la calidad superficial del molde en arcilla
después del quemado, no fue lo suficientemente buena para
continuar, presentaba una alta porosidad, derrumbamiento de
material y grietas en la superficie.
Figura 6 - Molde fabricado en arcilla
Se procedió a fabricar un molde en yeso (figura 7), copiando la misma
geometría A0/ASIF, obteniendo una mejor calidad superficial y sin
derrumbamiento del material pero sin la posibilidad de recubrir este
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material con la pintura vitrificada, ya que el yeso al momento de
someterse a altas temperaturas se degrada y no es útil para el
proyecto.
Figura 7 - Molde fabricado en yeso
La siguiente iteración se hizo en acero inoxidable AISI 2319 (figura 8 y 9)
utilizando como proceso de fabricación el erosionado. El molde tiene
ventajas visibles respecto a los anteriores, resiste humedad y altas
presiones, el desmolde es fácil ya que por su calidad superficial
elevada el material no se pega. El costo y la facilidad de fabricación
es una desventaja con respecto a los otros métodos. El plano de taller
del molde se encuentra en el anexo B.
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Figura 8 - Molde acero inoxidable cerrado Figura 9 - Molde acero inoxidable abierto
3.5. Proceso de manufactura del implante
Para poder retirar mejor las piezas finalizadas se recubre la superficie
del molde con agentes desmoldantes antes de la compresión que no
contaminen la pieza ya que es ortopédica. Se puede utilizar teflón o
estearato de zinc para este fin. Estos materiales desmoldantes crean
una capa de energía en el substrato permitiendo que el material
fraguando sea fácil y rápido de desmoldar [19].
El material PCSC fue mezclado manualmente aplicando agua
respecto a las instrucciones del fabricante del SC y a un estimado
para el PC. Esta relación fue de 22ml de agua por cada 100gr de yeso
y 1ml de agua por cada 5gr de coral [10].
Teniendo el material listo se procede a depositarlo en cada una de las
mitades del molde, dejando a nivel cero ambas partes. Se procede a
la compresión del molde y se debe esperar 48 horas, como dicen las
instrucciones de material, para el fraguado en condiciones de
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temperatura y presión atmosférica normales hasta obtener la textura y
dureza deseadas.
En el proceso de extracción de las piezas, se requiere utilizar un
desmoldante para evitar fracturas y adhesiones indeseadas. Se puede
utilizar estearato de zinc o aceite por separado, pero se recomienda
utilizar ambos en el proceso. Se debe depositar el aceite sobre el
molde metálico dejando una película delgada y luego se rocía el
estearato de zinc en bajas cantidades.
Además, para un fácil desmolde de las piezas, es necesario utilizar
expulsores mecánicos en el molde. Esto son dos varillas que se mueven
por dentro del molde perpendiculares al tornillos y lo expulsan una vez
ésta se encuentre listo. Como no se sabe en que mitad del molde se
va a adherir la pieza, se recomienda hacer los expulsores en ambas
mitades.
Obtenida la geometría en PCSC se procedió a realizar pruebas
mecánicas sobre esta para cumplir con los objetivos del proyecto.
3.6. Pruebas mecánicas
Se procede a realizar pruebas mecánicas con el fin de entender mejor
el comportamiento que tendrá el implante; los resultados de estas
pruebas se caracterizaron estadísticamente obteniendo la media y la
desviación estándar de cada una. Se supuso que todas los resultados
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obtenidos siguen una distribución normal Gaussiana ya que como se
demostró en trabajos anteriores de caracterización de pruebas [27] se
puede asumir esta distribución como la más adecuada.
Las pruebas hechas sobre la geometría A0/ASIF fueron: dureza Shore
D, compresión, flexión en 3 puntos y rugosidad.
En las figuras 10 y 11 se muestra el implante producido por el proceso
de transferencia y que fue sometido a las pruebas mecánicas. Se
puede ver la diferencia en la geometría de los tornillos que fueron
adaptados para las diferentes pruebas, compresión (figura 10) y
flexión (figura 11). Fue necesario lijar los extremos de los tornillos para
tratar de formar cilindros y así poderlos montar en la máquina para el
ensayo de compresión, para el ensayo de flexión también se lijaron los
tornillos pero en sentido longitudinal tratando de formar una lamina y
poder aplicar la norma correspondiente.
Figura 10 - Tornillos para pruebas de compresión Figura 11 - Tornillos para pruebas de flexión
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4. ANÁLISIS DE RESULTADOS EN PROBETAS
4.1. Dureza
Para este ensayo se utilizo la escala Shore D siguiendo la norma ASTM
D2240 [12]. El equipo usado para llevar a cabo las pruebas fue un
durómetro marca Zwick que se encuentra en el laboratorio de la
Universidad de los Andes. Se obtuvieron resultados de media y
desviación estándar consignados en la tabla 3:
Prueba Shore D 1 88
2 89
3 91
4 83
5 78
8 87
Media 86 σ 4,73
Tabla 3 - Resultado obtenidos de dureza
4.2. Compresión
Para las pruebas de compresión se tomaron 5 probetas con las
medidas como dice la norma ASTM D695 [13] y se hicieron fallar en
una máquina de ensayos universales marca INSTRON referencia 3367.
Esta prueba se realizo con velocidad de desplazamiento de 1,2
mm/min y una celda de carga de 0 a 30 kN.
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Se obtuvieron resultados de media y desviación estándar consignados
en la tabla 4 y figura 12:
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Figura 12 - Esfuerzo máximo [MPa] soportado por probetas de PCSC
En la figura 12 se puede ver el resultado del ensayo de compresión en
probetas de PCSC, donde el esfuerzo máximo alcanzado por una
pieza es de 21 MPa pero la media del esfuerzo máximo esta alredor de
17 MPa.
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4.3. Flexión en tres puntos
Para las pruebas de flexión en tres puntos también se tomaron 5
probetas con las medidas como dice la norma ASTM D790 [17] y se
hicieron fallar en la máquina de ensayos universales marca INSTRON
referencia 3367. Esta prueba se realizo con una separación entre
apoyos de 50 mm y a una velocidad de desplazamiento de 1.0416
mm/min.
Se obtuvieron resultados de media y desviación estándar consignados
en la tabla 5 y la figura 13:
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Figura 13 - Esfuerzo de flexión [MPa] soportado por probetas de PCSC
! $"!
En la figura 13 se puede ver el resultado de la prueba de flexión en tres
puntos realizadas a probetas de PCSC, donde se alcanzó un esfuerzo
máximo de 13 MPa pero la media de todas las probetas fue de
alrededor de 7 MPa.
4.4. Porosidad aparente
Para la realización de esta prueba se tuvo en cuenta la norma ASTM
C20-00 (2005) [32] y se siguieron los siguientes pasos hechos en
pruebas de proyectos anteriores [10] y que fueron investigados en el
texto [25] y [31]. Se registra el peso en seco de cada pieza por
separado, se sumergen las piezas completamente en agua por 24
horas, después de este tiempo se registra el peso de cada pieza
sumergida para sacarlas, se elimina el exceso de agua para después
registrar el peso de cada probeta extraída.
Con los pesos registrados, se procede a utilizar la siguiente ecuación
para hallar la porosidad aparente de cada pieza:
(2)
Donde:
Peso de la pieza en seco [gr]
! $#!
Peso de la pieza sumergida [gr]
Peso de la probeta mojada [gr]
Para esta prueba se realizaron 6 probetas utilizando agua des-ionizada
en el laboratorio de propiedades mecánicas de la Universidad de Los
Andes. Se obtuvieron resultados de media y desviación estándar
consignados en la tabla 6:
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5. ANÁLISIS DE RESULTADOS EN PIEZAS
5.1. Microscopia electrónica por barrido (SEM)
Se utilizó el microscopio electrónico por barrido de la Universidad de
Los Andes para poder observar imperfecciones superficiales y
morfología de las piezas que se fabricaron. Se compararon con otras
piezas de distintos materiales tales como; metal, polímero y hueso, y se
analizaron los resultados.
Figura 14 - Pieza metálica (20X) Figura 15 - Pieza de polímero (20X)
Figura 16 - Pieza polvo de coral (20X) Figura 17 - Pieza polvo de hueso (20X)
! $%!
En las figuras anteriores se puede ver la rosca de las piezas a un
aumento de 20X, aquí se diferencian los métodos de fabricación. En la
figura 14 y 15 de metal y polímero respectivamente, se puede ver que
las piezas fueron mecanizadas, además se ven las estrías y las líneas
guías. En las figuras 16 y 17; polvo de coral y polvo de hueso
respectivamente, se puede ver que fueron fabricados por el método
de transferencia por la presencia de la rebaba, además se puede
comenzar a ver que el material es poroso.
Figura 18 - Pieza metálica (100X) Figura 19 - Pieza de polímero (100X)
Figura 20 - Pieza de polvo de coral (70X) Figura 21 - Pieza de polvo de hueso (100X)
! $&!
En las figuras anteriores se pueden ver las crestas de los tornillos. En la
pieza metálica (figura 18) se sigue viendo el material liso, pero en las
otras tres figuras se ve una porosidad que puede ayudar a la
osteoconducción y osteoinducción.
Figura 22 - Pieza metálica (20000X) Figura 23 - Pieza de polímero (10000X)
Figura 24 - Pieza de polvo de coral (1000X) Figura 25 – Pieza de polvo de hueso (1000X)
En las figuras anteriores se ven las estructuras de cada material, aquí se
puede ver que en los materiales metálico (figura 22) y polimérico
(figura 23), se tiene que utilizar un aumento mucho mayor y no es
posible poder ver una red que permita osteocompatibilidad. En las
figuras de polvo de coral (figura 24) y de polvo de hueso (figura 25) se
! $'!
puede ver dicha red a muchos menos aumentos que en las anteriores.
Esta red permite que el hueso nuevo se pueda entrelazar y cubrir el
nuevo material en el cuerpo. Nuevamente se puede observar que los
materiales coral y hueso son muy afines tanto en su estructura como
en su morfología.
La prueba en el microscopio SEM también sirvió para establecer la
composición química de las piezas. Los principales elementos
presentes en el material son el Carbono y el Oxigeno, pero también se
encontraron Azufre, Calcio, Zinc y Potasio, entre otros.
Los resultados de esta prueba se encuentran en la tabla 7 y la figura
26 que se presentan a continuación:
Element App Intensity Weight% Weight% Atomic%
Conc. Corrn. Sigma
C K 10.55 0.6773 49.24 0.98 60.54
O K 5.08 0.4364 36.82 0.89 33.98
S K 1.80 0.9707 5.86 0.17 2.70
K K 0.05 1.0475 0.16 0.05 0.06
Ca K 2.02 0.9723 6.56 0.19 2.42
Zn K 0.32 0.7504 1.36 0.21 0.31
Totals 100.00
Tabla 7 - Resultados análisis composición química de las piezas
Figura 26 - Resultados análisis químico de las piezas
! $(!
5.2. Tolerancias (Calidad ISO IT)
La Organización Internacional de Estandarización (ISO), posee
protocolos y métodos para encontrar las tolerancias dimensionales en
piezas fabricadas [21], [22]. Estos métodos permiten conocer la
precisión con unos índices de tolerancias que debe cumplir la pieza
según la aplicación, entre menor sea dicho índice, mejor es la
precisión de la pieza. En la siguiente tabla (Tabla 8) se pueden ver los
índices ISO IT para piezas cilíndricas con diámetros nominales. Según
los objetivos del proyecto las calidades o los índices que se deben
obtener son IT entre 9 y 11.
Tabla 8 - Tabla de índices de tolerancias ISO [21]
Para esta prueba fue necesario el uso de un proyector de perfiles
marca Carl Zeiss Jena. Con éste se tomaron las coordenadas de un
punto de la pieza al azar y se establecieron como el punto de inicio,
se tomaron las coordenadas de los otros puntos de la pieza a medir y
se restaron para sacar las distancias necesarias. Se obtuvieron
resultados de media y desviación estándar consignados en la tabla 9:
! $)!
Tabla 9 - Resultados de diámetros interno y externo y de longitud
Figura 27 - Perfil del tornillo producido
Observando la figura 27 se puede ver que ‘L’ corresponde a la
longitud total del tornillo, desde la punta hasta el final de la espiral. ‘d’
corresponde al diámetro interno y ‘D’ al diámetro externo que es la
parte más alejada del centro de rotación es decir donde terminan las
crestas del tornillo.
Según los resultados, se puede concluir que el ‘d’ tiene una calidad
ISO IT 11 por su tolerancia de ±90µm y por su diámetro nominal que
está entre 3 y 6 mm. ‘D’ tiene una calidad ISO IT 8 por su tolerancia de
±21µm y por su diámetro nominal que está entre 6 y 10 mm.
Las tolerancias logradas mediante el proceso de transferencia
alcanzaron los objetivos propuestos para las calidades ISO IT. Se
obtuvieron calidades ISO IT 8 y 11 para el diámetro exterior e interior
respectivamente.
! $*!
5.3. Citotoxicidad
Se hicieron pruebas de viabilidad celular para estudiar el efecto del
agente desmoldante en la toxicidad de la pieza. Se uso estearato de
zinc como agente, se tomaron dos muestras, una calentada a 250°C
para evaporar el desmoldante la otra sin calentar; con la ayuda del
laboratorio de Genética Humana de La Universidad de Los Andes se
verifico que este desmoldante no es toxico para los humanos ni antes
ni después de calentar la pieza.
Luego de 48 horas de exposición, las células CHOK1 presentaron una
disminución en la viabilidad celular de un 50% a partir de
concentraciones mayores a 0.5 mg/ml, para la muestra de tornillo
antes y después del proceso de calentamiento (figura 28). Se puede
afirmar que para concentraciones menores o iguales a 0.5mg/ml del
material no se observó un efecto citotóxico, ya que más del 50% del
cultivo sobrevivió al ensayo.
Según el análisis de correlación de Pearson, se puede decir que el
aumento en la concentración, está relacionado significativamente
con una disminución en la viabilidad celular tanto para la muestra
antes del calentamiento (r = -0.927; P < 0.01) como para la muestra
después del calentamiento (r = -0.937; P < 0.01).
! %+!
Figura 28 - Efecto citotóxico del Tornillo antes y después del proceso de calentamiento en células CHOK1.
Correlación de Pearson r = -0.927 y r = -0.937 (P < 0.01), respectivamente.
En las figuras siguientes se pueden observar las células muertas como
manchas negras.
La figura 29 muestra las células muertas para las muestras que no fue
evaporado el desmoldante, en diferentes concentraciones.
Figura 29 – Células muertas en diferentes concentraciones de tornillos con desmoldante.
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La figura 30 muestra las células muertas para las muestras que donde
fue evaporado el desmoldante, en diferentes concentraciones.
Figura 30 – Células muertas en diferentes concentraciones de tornillos con desmoldante evaporado.
5.4. Rugosidad
La rugosidad fue medida con un equipo marca HOMMEL TESTER
referencia T100, con un recorrido de 1,5 mm en el laboratorio de la
Universidad de Los Andes y siguiendo la norma DIN 4762 [20]. Debido a
la complejidad geométrica de las piezas, las pruebas fueron realizadas
en la punta donde la superficie es plana y no presenta crestas ni
protuberancias que impidan el movimiento de la aguja, esta forma de
probar se puede ver el la figura 31:
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Figura 31 – Ubicación correcta de la punta del rugosimetro para hacer pruebas.
Se obtuvieron resultados de media y desviación estándar consignados
en la tabla 10:
RUGOSIDAD
Medición Ra [Km] Rt [Km] Rz [Km]
1 1,31 4,71 10,26
2 1,33 4,74 10,60
3 4,19 15,62 22,42
4 3,86 19,76 29,40 5 2,29 9,48 15,02
6 2,49 9,68 16,16
7 1,23 6,16 8,14 8 1,56 8,54 11,60
Media 2,28 9,84 15,45 σ 1,17 5,34 7,20
Tabla 10 - Resultados pruebas de rugosidad en piezas
La calidad superficial se vio aumentada en cuanto a los objetivos
establecidos. Se requerían valores cercanos a Ra 3.6 +- 0.16, Rt 28.12 +-
2.92 y Rz 75.49 +- 11.58 y se obtuvieron Ra 2.28 +- 1.17, Rt 9.84 +- 5.34 y
Rz 15.45 +- 7.20 todos medidos en micrometros, lo que indica una
buena superficie final del tornillo.
! %$!
La disminución en los indices de la rugosidad no indica un avance
para el propósito de las piezas que es el de implantación ósea.
Debido a la baja presencia de lugares para la osteo integración, el
material podría demorarse mas en ser aceptado por el cuerpo
humano.
5.5. Dureza
Nuevamente para este ensayo, y como en el capitulo de análisis de
resultados en probetas, se utilizo la escala Shore D siguiendo la norma
ASTM D2240 [12]. Se usó el mismo equipo marca Zwick que se
encuentra en el laboratorio de la Universidad de Los Andes. Se
obtuvieron resultados de media y desviación estándar consignados en
la tabla 11:
DUREZA Prueba Shore D
1 87
2 91
3 94
4 82
5 87 6 90
Media 88,5 σ 4,14
Tabla 11 - Resultados obtenidos en pruebas de dureza en piezas
La dureza Shore D tanto de las probetas (83 +- 4,73) como de las
piezas (88.5 +- 4.14) es consecuente con las obtenidas en proyectos
anteriores [10] que obtuvieron 83.4 +- 5.87 incluso un poco mayores en
su media pero menores en la desviación estándar.
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5.6. Compresión
Para las pruebas de compresión se tomaron 3 tornillos siguiendo la
norma ASTM D695 [13] y se hicieron fallar en la máquina de ensayos
universales marca INSTRON referencia 3367. Esta prueba se realizo con
velocidad de desplazamiento de 1,2 mm/min y una celda de carga
de 0 a 30 kN.
Se obtuvieron resultados de media y desviación estándar consignados
en la tabla 12 y figura 28:
Probeta Esfuerzo [MPa] Modulo elástico [GPa]
1 180,37 4,27
2 126,48 3,33
3 189,07 3,70
Media 165,31 3,77 σ 33,91 0,47
Tabla 12- Resultados obtenidos del esfuerzo de compresión y modulo elástico
Figura 32 - Carga a compresión [N] vs. extensión [mm] de tornillos de PCSC
! %&!
Los resultados del ensayo de compresión arrojaron resultados (figura
32) muy alentadores puesto comparados con otros trabajos anteriores
[3] o [10] se puede ver que se lograrón resistencias mayores. Se tiene
un esfuerzo máximo en piezas de 165.31 +- 33.91, en probetas de 17.79
+- 1.93 y en los otros proyectos [10] de 34.56 +- 5.05, todo en MPa. En
cuanto al modulo elástico los resultados fueron en piezas de 3.77 +-
0.47, en probetas de 0.27 +- 0.21, y en los otros proyectos [10] de 2.08
+- 0.45, todo en GPa.
5.7. Flexión
Para las pruebas de flexión en tres puntos se tomaron 4 probetas
siguiendo la norma ASTM D790 [17] y se hicieron fallar en la máquina
de ensayos universales marca INSTRON referencia 3367. Esta prueba se
realizo con una separación entre apoyos de 20 mm y a una velocidad
de desplazamiento de 1.2 mm/min.
Se obtuvieron resultados de media y desviación estándar consignados
en la tabla 13 y la figura 33:
Probeta Esfuerzo [MPa] 1 9,46
2 14,84
3 12,90 4 11,91
Media 12,28 σ 2,24
Tabla 13- Resultados obtenidos del esfuerzo de flexión
! %'!
Figura 33 - Esfuerzo de flexión [MPa] vs deformación [%] de tornillos de PCSC
En los ensayos de flexión en tres puntos se obtuvo la resistencia
máxima de flexión como se puede ver en la figura 33, obteniendo
unos resultados menores a los encontrados en otros proyectos pero
apropiados para la aplicación. En las piezas de este trabajo fue de
12.28 +- 2.24 y en el otro proyecto [10] de 17.56 +- 1.7 todo en MPa.
Figura 33 Esfuerzo de flexión [MPa] vs deformación [%] de tornillos de PCSC
! %(!
6. CONCLUSIONES
1. Los tornillos producidos en este proyecto se pueden considerar
como implantes óseos debido a diferentes propiedades y
características que ya fueron probadas en estudios anteriores y
que se alcanzaron en este proyecto. La toxicidad es una de
ellas y se puede decir que con una prueba especializada de
viabilidad celular [26] se concluye si la pieza es o no toxica. En
este proyecto se demostró por medio de la prueba de
Citotoxicidad tipo MMT [26] que las piezas fabricadas tenían una
viabilidad celular mayor al 50% para concentraciones de hasta
0,5 mg/ml que es lo que se requiere como mínimo para ser
aceptada por el cuerpo humano como lo dicen y lo prueban
en trabajos anteriores con el mismo fin que este [2] [3] [10] [15].
En el trabajo de A. Salazar [3] se tienen valores de viabilidad
celular en promedio del 60% cifra parecida ya que en ese
proyecto no se uso un desmoldante industrial sino vaselina. En el
trabajo de A. Samper [10] se obtuvieron resultados para
concentraciones de 0,5 mg/ml del 50% de viabilidad celular,
resultado similar al obtenido en este proyecto.
2. En comparación con algunos materiales desarrollados
anteriormente en proyectos de grado y con el hueso cortical
humano liofilizado, se puede afirmar que los implantes de PCSC
! %)!
tienen valores adecuados para la aplicación de implantes
óseos como se puede ver en la tabla 14:
Propiedad
Hueso cortical humano liofilizado
Probetas de agregados de polvos
de hueso 1 [15]
Probetas de agregados
de polvos de hueso 2 [3]
Probetas de agregados de
polvos de coral [10] Este trabajo
Resistencia a la flexión [MPa]
- 0.31 - 13.64 1.4 - 3.2 8.36 - 17.56 10.04 - 14.52
Resistencia a la compresión [MPa]
33 – 193 [29] 0.71 - 16.2 22.4 - 31.8 13.78 - 34.56 131.4 - 199.22
Modulo a compresión [GPa]
12.7 - 16.8 [29] 0.031 - 2.71 0.93 - 1.32 1.4 - 2.6 3.3 - 4.24
Dureza [Shore D] 85 – 95 [30] 36.5 - 78.75 72.8 - 81.2 76 - 83.4 84.36 - 92.64
Tabla 14 - Comparación de resultados obtenidos de algunas propiedades mecánicas en hueso cortical humano, polvo de hueso y probetas de polvo de coral todas con objetivos implantológicos.
Los valores de resistencia a la compresión fueron superados por este
proyecto comparándolo con los otros que alcanzaron como máximo
199 MPa pero con una incertidumbre alta, lo que indica que este
implante va a resistir las cargas necesarias para ser insertadas en el
cuerpo humano, además de también ser superiores a los 14 MPa que
se alcanzaron en el estudio que trabajó polietileno de alta densidad
con colágeno e hidroxiapatita [23]. Este aumento en la resistencia a la
compresión mejora la calidad de vida del usuario, pues va a soportar
mayor carga sin romperse y correr el riesgo de otra operación.
! %*!
7. BIBLIOGRAFÍA
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revista Injury, volumen 31, suplemento 4 paginas SD 2-6, 2000.
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Departamento de Ingeniería Mecánica. Universidad de los
Andes, Bogotá, Colombia 2005.
[3] A. Salazar “Diseño de un proceso de fabricación de implantes
dentales y ortopédicos de polvo de hueso y sulfato de calcio
con aplicación industrial”, Tesis de pregrado, Departamento de
Ingeniería Mecánica. Universidad de los Andes, Bogotá,
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Usinagem de Osso Humano", Tesis doctoral, Departamentode
Ingeniería Mecánica. Universidad Federal de Santa Catarina,
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compuesto a base de polvo de coral tipo porites asteroides
susceptible a osteoimplantación”, Tesis de pregrado,
Departamento de Ingeniería Mecánica. Universidad de los
Andes, Bogotá, Colombia, 2010.
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Manufacturing of Osseous Implants made form Bone Powders
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óseos”, Tesis pregrado, Departamento de Ingeniería Mecánica.
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structures for tissue engineering prepared by a coagulation,
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metallic implants”
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Ingenieria, material de studio “Tolerancias Normailzadas ISO”.
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[23] IFMBE Proceedings Vol. 18, “Estudio de Mezclas de Polietileno de
Alta Densidad (PEAD) con colágeno/acetato de sodio e
Hidroxiapatita (HA)”, Universidad Simon Bolívar, Caracas ,
Venezuela, 2007.
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celulares: coral tipo Porites Asteroides”. Tesis Maestría en
Ingeniería Mecánica, Universidad de Los Andes, Bogotá,
Colombia, 2007.
[25] D. Askeland, “Ciencia e Ingeniería de los Materiales”, 4ª ed.,
International Thomson, México, 2004.
! &$!
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and survival – application to proliferation and cytotoxicity assays.
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[27] S. Quevedo, “Desarrollo de una metodología para la
fabricación de injertos compuestos de polvo de hueso y
biopolímero”. Tesis presentada a la Universidad de Los Andes
para optar por el titulo de Ingeniero Mecánico, Bogotá,
Colombia, 2004.
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“http://www.parquesnacionales.gov.co/PNN/portel/libreria/php
/frame_detalle.php?h_id=7454&patron=05”
[29] Ohman C. “Dependence of mechanical compressive strength
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proximal human femur”, Laboratorio di Tecnologia Medica,
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[31] Vadgama, P. “Surfaces and Interfaces for Bio-Materials”.
Cambridge, Woodhead Publishing, 2005.
[32] Standard Test Methods for Apparent Porosity, Water Absorption,
Apparent Specific Gravity, and Bulk Density of Burned Refractory
Brick and Shapes by Boiling Water, C20-00 (2005).
! &%!
8. ANEXOS
A.
MATERIAL SAFETY DATA SHEET (Revision: 09/14/2006) 1. Identification of the Substance/Preparation and of the Company/Undertaking.
! Product Type: Model Stones, Plasters and Die Materials ! Trade Names:
Bitestone Buffstone Die Stone, Ivory FlowStone Jade Stone
Hard Rock Laboratory Plaster
Handi Mix Lean Rock Ivory
Microstone Mounting Plaster Mounting Stone Prima-Rock Quickstone ResinRock Silky-Rock Snap Stone SpinBase SpinStone Super Die CAD Stone Economy Stone FlowStone, Black Orthodontic Stone* Orthodontic Plaster*
! Company: Whip Mix Corporation 361 Farmington Avenue Louisville, Kentucky, USA 40209 Emergency Telephone Number: (502) 634-1451 Fax Number: (502) 634-4512
* All sections apply to this product, in addition, the items identified by an * are related specifically to Orthodontic Stone and Orthodontic Plaster only.
2. Composition/Information on Ingredients. Substance CAS No. Concentration, %! ! !
Plaster of Paris 26499-65-0 95 – 100 Crystalline Silica 148-60-7 <1
Titanium dioxide * 13463-67-7 < 3
3. Hazard Identification. ! This product contains Crystalline Silica (CS), which is considered a hazard by inhalation. IARC has
classified inhalation of CS as carcinogenic for humans (Group 1). CS is listed by NTP as a known human carcinogen. Inhalation of CS is also a known cause of Silicosis, a non-cancerous lung disease.
! Pre-existing upper respiratory and lung disease such as, but not limited to Bronchitis, Emphysema and Asthma. Lungs and eyes are target organs.
! Acute health effects involve transitory upper respiratory or eye irritation. Chronic health effects from inhalation of crystalline silica has been classified by IARC as carcinogenic for humans (group 1). Inhalation of crystalline silica is also a known cause of Silicosis, a non cancerous lung disease caused by excessive exposure to crystalline silica
4. First-Aid Measures.
! For inhalation: Remove exposed person to fresh air, drink water to clear throat and blow nose to evacuate dust. ! For eyes: Flush with large quantities of water. If irritation persists consult a physician.
5. Fire-Fighting Measures.
! Nonflammable. Use whatever measure of extinction is appropriate for surrounding fire. Water may cause product to solidify.
! Will decompose above 1450 ºC to SO2 6. Accidental Release Measures.
! Vacuum spilled material. Avoid creating dust. Wipe surfaces with wet cloth ! Avoid washing down drains as material can plug drains
! &&!
7. Handling and Storage.
! Minimize dusts generation and accumulation. Avoid breathing dust. Avoid contact with eyes. Seal broken bags immediately. Continue to follow all MSDS Label warnings when handling empty containers.
! Insure proper respiratory protection 8. Exposure Controls/Personal
! Exposure Limits (as respirable dust). All values are mg/m3 OSHA-PEL ACGIH-TLV, 2006
Nuisance Dust (Respirable) 5 Withdrawn Crystalline Silica (Respirable) 0.1 0.025
! Personal protective equipment: None required during normal laboratory use. ! Engineering controls: Use local ventilation to keep employee exposure to respirable dust below 0.025 mg/m3. ! Respirator: Use respirator approved to NIOSH/MSHA half face with HEPA cartridges for exposures up to 10
times exposure limits. 9. Physical and Chemical Properties.
! Solid, odorless powder, with variety of colors Vapor pressure (mmHg) Not Applicable Vapor density (air = 1) Not Applicable Melting Point ºC 145º Boiling Point ºC Not Applicable pH Not Applicable Specific gravity/density 2.5 – 3.5 Solubility in water 0.2% Flash point ºC Not Applicable
! No dangerous reactions are known to occur with proper handling and storage. 10. Stability and Reactivity.
! Basically stable, may solidify and generate heat if in contact with water. Will decompose above 1450 ºC 11. Toxicological Information.
! Route of entry: Inhalation. Inhalation of excessive dust over a prolonged period can result in lung damage. ! Effects of acute exposure: None known. ! Carcinogenicity: The International Agency for Research on Cancer (IARC) reports inhaled crystalline silica is a
Group 1 carcinogen to humans. NTP has listed crystalline silica as carcinogen. 12. Ecological Data.
! No ecotoxicological studies are available. Generally considered chemically inert in the environment. Not dangerous to water life.
13. Disposal Considerations.
! * Waste is not hazardous as defined by RCRA (40CFR 261). Avoid washing down drains as material can plug drain.
14. Transport Information.
! No special transport requirements, non-dangerous goods 15. Regulatory Information.
! SARA III information: For purposes of SARA III reporting, these products contain no ingredients on the extremely hazardous CERCLA, or section 313 lists.
! * SARA Extremely Hazardous Substances 40 CFR 370: Acute ! * CERCLA: This product is not listed with CERCLA (40 CFR 117,302) ! * OSHA Hazardous Communication Standard (29 CFR 1910.1200: Contains material considered hazardous.
16. Other Information.
! HMIS Rating: Health 1 Flammability 0 Reactivity 0 Other 0 Hazard: 4-Severe; 3-Serious; 2-Moderate; 1-Slight; 0-Minimum
Prepared By: Donna Ringo, C.I.H.
Translated By:
Date: 9/14/2006
Date:
CPL90533 I:\msds\modelsto.nes(rev. 9/14/2006)
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B.
Figura 34 – Plano de matriz inferior del molde
Figura 35 – Plano de matriz superior del molde
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Figura 36 – Plano de punzón para hueco Bristol del molde
Figura 37 – Plano de acople para la llave del molde
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Figura 38 – Plano de ensamble final del molde
Figura 39 – Plano de tornillo producido
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