El recubrimiento poroso de las Prótesis Totales de Cadera, debe reunir las características necesarias para evitar el desgaste, resistir a la corrosión, ser capaz de transmitir las cargas y favorecer la fijación biológica

Garagorri, E.

Pérez Cid, C.

Villar González, José Luis

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REVISTA ESPAÑOLA DE CIRUGÍA OSTEOARTICULAR Plasma versus poro. Plasma versus porous. E. GARAGORRI*, C. PEREZ CID**, J.L. VILLAR**. *SERVICIO DE CIRUGÍA ORTOPÉDICA. HOSPITAL RAMÓN Y CAJAL (MADRID). **SERVICIO DE CIRUGÍA ORTOPÉDICA. COMPLEJO HOSPITALARIO DE ORENSE. Correspondencia: Dr. J.L. Villar González C/ Progreso, 161-entrep. 32003-Orense Fax: 988 21 97 18 180 Vol. 36 - N° 208 octubre-diciembre 2001 I Introducción. El recubrimiento poroso de las Prótesis Totales de Cadera, debe reunir las características necesarias para evitar el desgaste, resistir a la corrosión, ser capaz de transmitir las cargas y favorecer la fijación biológica. Esta revisión intenta recoger la situación actual de las técnicas de recubrimiento y comparar la unión que se logra entre las distintas capas de revestimiento entre sí y entre el propio recubrimiento y el sustrato, diferenciando lo que es una unión mecáni-ca de una metalúrgica. Los procesos mas habituales de recubri-miento de implantes metálicos, son: El rocia-do de plasma, sinterización y difusión (1). Rociado de plasma. La pulverización de plasma de Titanio sobre el poro, requie-re una gran precisión porque maneja múlti-ples parámetros. Así pues, la calidad del re-cubrimiento vendrá dada por la cámara con atmósfera oxidante o no oxidante, o que esté al vacío; mezcla de gas presurizado; ca-lidad y tamaño de las partículas de polvo a inyectar, distancia entre la pistola y el me-tal, y capacidad de mover la pieza durante el proceso. Los cambios de estos paráme-tros, nos darán un resultado diferente con propiedades distintas. El desarrollo de la técnica debe ser robotizada para realizar las distintas fases de su desarrollo. Preparación de la superficie. La preparación varía según sea el sustra-to a recubrir: Aleación de Titanio (Ti-6A1-4Va) ó de Cromo-Cobalto (Cr-Co). Después de mecanizar y tratar la pieza hasta que adquiera su forma definitiva, se lanzan partículas de Oxido de Aluminio con-tra la superficie metálica; posteriormente se pica con chorros de bolitas de metal la zona del implante de Titanio a la que se vá a apli-car el recubrimiento poroso, con objeto de inducir en su superficie tensiones por com-presión. Es sabido que los metales acaban fa-llando por fatiga debido a los esfuerzos trac-tores, mientras que las tensiones por compre-sión, contribuyen a disminuir los efectos del desgaste de la superficie del implante. La preparación de los implantes de Cro-mo-Cobalto (Cr-Co) es muy parecida; sin embargo el Cr-Co no es sensible a las mues-cas, y por tanto no se aplica con chorro de perdigones, ya que resultaría innecesario y no añadiría ventaja alguna. Pulverización. La pulverización de partículas en plasma, es el estado de la materia con igual número de iones positivos o negativos, impulsados por gas a altas temperaturas, para dar unos re-lieves parecidos a la estructura medular. El vástago se introduce en una cámara con at-mósfera no oxidante y se fija de forma que se pueda girar y rotar, de manera predetermina-da, para facilitar el recubrimiento uniforme de la zona elegida, inyectando el polvo de Ti-6Al-4Va en un arco formado por dos electro-dos de la pistola a una temperatura alta. El E. GARAGORRI Y COLS. PLASMA VERSUS PORO polvo sale despedido hacia el implante por acción de los gases a presión de la pistola, re-cubriendo la zona deseada. Al salir del arco, las partículas se encuen-tran en un estado semifundido (estado de plasma) y se van solidificando a medida que se acercan al implante. El impacto sobre la superficie áspera preparada, forma un recu-brimiento denso casi continuo, que se en-trelaza mecánicamente con el sustrato. Después del recubrimiento, la pieza pasa por diversas fases, con el fin de elimi-nar todas las partículas sueltas, aplicando posteriormente un chorro de cerámica a baja presión y por último, un lavado con agua para limpiar la pieza. Características del recubrimiento. Este procedimiento crea una gran rugo-sidad, fundamental para la fijación del im-plante. La rugosidad es de poro cerrado, lo cual evita una migración de las partículas producidas por el deterioro del PE. El volumen de porosidad se valoró por dos métodos : El primero, en función del grosor, variando desde el 14,9% cerca del sustrato, hasta el 73,3% en la superficie. El segundo método se realizó sobre corte transversal, encontrando valores globales en 33-36%. El diámetro del poro varía igual-mente entre 92,3 cerca del sustrato, hasta 480 micras en la superficie (2.3). Recubrimiento poroso sinterizado. Consiste en colocar bolitas de Ti-6Al-4Va sobre el sustrato, por medio de un aglome-rado o pegamento orgánico. El implante se introduce en un horno no oxidante y se so-mete a temperaturas de 1.204 a 1.315°. El aglomerado orgánico pasa a la atmósfera del horno quedando las bolitas fijadas al sustrato. El proceso de sinterización puede llegar a prolongarse durante dos horas. Este sistema tiene dos características: Consigue una unión metalúrgica entre el recubri-miento y el sustrato y el recubrimiento con-sigo mismo, y disminuye de forma ostensi-ble la resistencia a la fatiga del sustrato. Proceso de unión por difusión. Pri-mero se corta y entreteje una red de Titanio formando unas mallas para conseguir un molde que coincida con la oquedad esta-blecida previamente en la superficie del vás-tago femoral. Se aplica una presión con un aplicador no reactivo (grafito de alta densi-dad , y se calienta entre 760° -980°). El re-cubrimiento es una unión metalúrgica en-tre el sustrato y las mallas, y de las fibras de Titanio entre sí (4). Propiedades mecánicas. Los recubri-mientos porosos se someten a diversos ensa-yos para valorar las propiedades mecánicas del recubrimiento y el sustrato. La resistencia a la fatiga del sustrato recu-bierto, se analiza tomando como referencia un vástago de aleación de Titanio mecaniza-do cuya resistencia a la fatiga está en 91-100.000 PSI (libras, pulgadas al cuadrado). PSI = 145 MGP. 10 MGP = Kg. Por mm.. Ejemplo: 1 Kg./mm. = 10 MPA. 1450 PSI. La resistencia a la fatiga del vástago de ale-ación de Titanio recubierto de plasma-spray, se ha obtenido realizando diversos tests. El test de la viga giratoria (doblados cíclicos de la viga en forma de barra con pesas y hacién-dolo girar a 4.333 revoluciones/minuto). El test de la viga en voladizo (cargando en un extremo de la barra, manteniendo el otro fijo). Ejemplo: El puente levadizo (5). La literatura médica nos habla amplia-mente del desprendimiento de partículas metálicas especialmente significativas en los granos sinterizados y en menor medida, en las mallas de Titanio. Estos procesos de sin-terización y difusión, tienen en común el que utilizan alta temperatura y que consi-guen una unión metalúrgica; por tanto, los interrogantes son: El saber que papel des-empeña el calor en la delaminación y la unión metalúrgica y determinar la diferen-cia entre sinterización y difusión con el pul-verizado de plasma (5). ¿Es el calor la causa de la futura delami-nación?. ¿Lo es la unión metalúrgica?. ¿Qué fenómenos ocurren en estos dos procesos que no lo hacen en el pulverizado por plasma?. Vol. 36 - N° 208 octubre-diciembre 2001 181 REVISTA ESPAÑOLA DE CIRUGÍA OSTEOARTICULAR Los siguientes cinco puntos que tienen relación con el calor y la unión metalúrgi-ca (6), intentan dar respuesta a estos inte-rrogantes: 1.- Formación de Carburos de Cromo. 2.- Corrosión. 3.- Crecimiento del límite del grano. 4.- Formación de grietas. 5.- Evaporación. Los cinco puntos se cumplen en el proce-so de sinterización, pero solo dos de ellos en el proceso de difusión. Los cinco afectan al Cromo-Cobalto y tres a los de Titanio. Formación de Carburo. Las aleaciones de Cromo-Cobalto tienen entre 0,15-0,30 de Carbono que reacciona con el Cromo formando Carburos de Plomo. Esto ocurre a temperaturas muy altas, aproximadamen-te 1.100°, por lo que se dá solo en el proce-so de sinterización. Corrosión. Es de capital importancia en las aleaciones de Cromo-Cobalto. La capa de pasivación que le protege de la corrosión, se debe a la formación de Oxido de Cromo. El Cromo que participa en aproximadamente el 30% de la aleación, está unido parcialmente al Carbono formado por Carburos de Cro-mo. La zona periférica a estas uniones, pre-sentará déficit de Cromo y por tanto, sufrirá pérdida de la capa de pasivación de Oxido de Cromo, estableciéndose zonas sin protección por donde se iniciará la corrosión. Este pro-blema se dá en el proceso de sinterización y no en las aleaciones de Titanio, por varios motivos: El primero, la abundancia de Tita-nio que supere el 90% de la aleación. El se-gundo, la escasez de Carbono, 0,08% y el ter-cero, la mayor avidez a unirse el Carbono en-tre sí y no con el Titanio Crecimiento del límite del grano. Esto se debe al aumento del tamaño de los cristales de metal por el proceso térmico. Esta zona tiene menos resistencia a la fatiga y tracción, y se dá en los procesos de sinte-rización y unión por fusión. Formación de grietas. La zona de sol-dadura, tanto entre el sustrato y el recubri-miento, como en el propio recubrimiento entre sí, actúan como punto de concentra-ción de fuerzas, reduciendo la resistencia a la tracción. Evaporación. En la sinterización se alcan-zan temperaturas de casi el 90% del punto de fusión, presentando los metales una fase casi líquida, sufriendo una parte mínima de este material, un proceso de evaporación, per-diéndose material justamente en la superficie del vástago que es donde se pretende lograr la unión. Esto debilita la superficie y actúa como zona de iniciación de grietas. El Titanio y sus aleaciones, tienen unas características marcadas en relación con la temperatura. El Titanio a temperatura am-biente, posee una estructura microcristalina exagonal compacta (fase Alfa), que se trans-forma en estructura microcristalina cúbica centrada en el cuerpo (fase Beta), al sobre-pasar los 882°. La fase Alfa, mejora las características mecánicas y la fase Beta comunica a las ale-aciones, características de deformación plástica. La aleación de Ti-6Al-4Va, es una estructura Alfa-Beta. La resistencia disminuye con la tempera-tura, tanto en el Titanio como en sus aleacio-nes. El proceso de sinterización y difusión su-pera estas temperaturas, lo que repercute en las características finales de la pieza (7). Conclusión. El recubrimiento poroso pul-verizado por plasma y Titanio, nos propor-ciona mejores prestaciones que el realizado por difusión y muy superiores al de sinteriza-ción, pues las soldaduras son de mejor cali-dad y tienen las siguientes características: - Mínima repercusión en la resistencia a la fatiga del vástago. - Es bio-activa, o al menos bio-inerte. - Tiene alta rugosidad, incrementando así la estabilidad inicial del implante. - Presenta una geometría favorable para la transmisión de fuerzas al hueso. - El recubrimiento de Titanio es válido para aplicar en vástagos de aleaciones de Titanio y de Cromo-Cobalto. 182 Vol. 36 - N° 208 octubre-diciembre 2001 E. GARAGORRI Y COLS. PLASMA VERSUS PORO Bibliografía 1. Serekian P. Process aplication of Hidroxyapatite coa-ting. E Epinette JA y Geesink RGT (eds): Hidroxyapatite coated hip and knee arthroplasty. Paris: Expansion scien-tifique française; 1995. p.13-20. 2. Emerson RH, Sanders SDB. Head WC, Hissins L. Effect of circunferencial Plasma-Spray. Porous coating on the rate of femoral osteolisis after THA. J Bone Joint Surg 1999; 81A:1291. 3. Lnakey HD y cols. Bone opposition to Plasma-Sprayed: Cobalt Claromiumalley. Biomedical Materials Res 1992; 26:557-75. 4. Vallet Regi M, Munuera L. Biomateriales aquí y ahora. Madrid: Ed. Dykinson; 2000. p. 180-3. 5. Gross V y cols. It surfaces roughness and mode of load transmisión influence periimplant bone estructure. Clinical implant materials. Advances in Biomaterials. Amsterdam 1990, 9:303-8. 6. Vallet Regi M, Munuera L. Biomateriales aquí y ahora. Madrid:Ed. Dykinson, 2000; p. 100-3. 7. Manley Mt. Calcium Phosphate Biomaterials: A review of the literature. E Gaesink RGT y Manley MT (eds): Hidroxyapatite coatings in Orthopaedic surgery. New York: Raven Press Ltd, 1993, p.1-23. 8. Under L. Implant stability, histology, RSA and wear-more critical question are needed. A view point. Acto Orthop Scand 1994;65:654-658. Vol. 36 - N° 208 octubre-diciembre 2001 183 

Plasma versus poro

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