ES2476065A1

ES2476065A1 - Procedimiento para la fabricación de un material met�lico poroso para aplicaciones biom�dicas y material obtenido por dicho procedimiento

Info

Publication number: ES2476065A1
Application number: ES201430408A
Authority: ES
Inventors: Jos� Antonio CALERO MART�NEZ; Francisco Javier GIL MUR
Original assignee: Aleaciones de Metales Sinterizados SA AMES
Current assignee: AMES Group Sintering SA
Priority date: 2014-03-24
Filing date: 2014-03-24
Publication date: 2014-07-11
Anticipated expiration: 2034-03-24
Also published as: PT3122497T; EP3122497B1; EP3122497A1; US20170100775A1; CN106163580B; DK3122497T3; ES2476065B1; PL3122497T3; CN106163580A; WO2015144702A1; ES2819280T3

Abstract

Procedimiento para la fabricación de un material metálico poroso para aplicaciones biomédicas y material obtenido por dicho procedimiento. Procedimiento para la obtención de una pieza de titanio poroso caracterizado porque el polvo de titanio de partida es puro, el tamaño medio de las partículas es de 200 micrómetros, fluencia de 93s y densidad aparente de 1,0 g/cm3. Dicho polvo se mezcla, en una proporción de 34% de titanio en peso con NaCl con un tamaño de partícula de entre 300 y 600 micrómetros y al menos 50% en peso. Gracias a estos parámetros, el material resultante presenta una osteointegración, biocompatibilidad y resistencia óptimas para aplicaciones biomédicas.

Description

Procedimiento para la fabricación de un material met�lico poroso para aplicaciones biom�dicas y material obtenido por dicho procedimiento

SECTOR DE LA TÉCNICA

La presente invención se refiere a un material met�lico poroso para ciertas aplicaciones biom�dicas. En particular, la invención comprende un procedimiento de fabricación y aleación de titanio con propiedades de osteointegraci�n y adsorción mejoradas.

ESTADO DE LA TÉCNICA

Uno de los grandes problemas de la selección de materiales met�licos en aplicaciones biom�dicas de artoplastias es la necesidad de conjugar dos características funcionales como son las de osteointegraci�n y la de semejanza de rigidez con el hueso humano, todo ello bajo la premisa inicial de constituir un material capaz de soportar las cargas dinámicas de uso.

El titanio tiene tres grandes beneficios: su gran bio-compatibilidad, su reducido módulo de rigidez (110GPa frente a los 210GPa de los aceros sanitarios t�picos) y su compatibilidad con técnicas de diagnosis y evaluación como TAC o RMN. Todo ello hace que el titanio o sus aleaciones sean los materiales met�licos más adecuados para la fabricación de cualquier prótesis o implante que deba ser colocado en el interior del cuerpo humano.

A la hora de conformar el material met�lico para la fabricación de estas prótesis se utiliza el material de forja mecanizado a la forma diseñada por los especialistas, manteniéndose las propiedades mecánicas anteriormente mencionadas.

Sin embargo resulta que estas propiedades, aun siendo mejores que las de cualquier acero o material de CrCo en el mercado, no son suficientes para mejorar dos aspectos básicos, la reabsorci�n del hueso y la osteointegraci�n. El primero de estos aspectos est� íntimamente ligado con la disimilitud de los módulos de rigidez del hueso (de 0,5 a 30GPa) y de la prótesis met�lica. A medida que ambos valores se acercan, la prótesis actúa funcionalmente como un hueso y la reabsorci�n del mismo se ve reducida, mejorando la vida del implante y por lo tanto la calidad de vida del paciente. La forma más sencilla de disminuir el módulo sin modificar el material es aumentando la porosidad del sistema, y la tecnología que genera materiales porosos por antonomasia es la tecnología pulvimetal�rgica.

El segundo aspecto en el que se debe mejorar el material actual para prótesis es el de la osteointegraci�n. Cada vez más se tiende a utilizar prótesis no cementadas para reducir el impacto del propio anclaje no sólo en la cavidad perforada sino en la evaluación de riesgos por rotura del cemento fraguado. La utilización de prótesis no cementadas comporta el desarrollo de sistemas propios de anclaje y lo más extendido actualmente es la aplicación de recubrimientos de cerámicas o materiales met�licos biocompatibles por tecnologías de proyección térmica, o el depósito de microesferas por pegado artesanal y resinterizaci�n de las mismas Ambos tipos de sistemas adolecen de varios inconvenientes. La proyección térmica genera una superficie rugosa, pero no hay intercomunicación real y en profundidad de esta rugosidad superficial, con lo que el tejido óseo únicamente se 'agarra' a las cavidades y crestas de la orograf�a generada. Por su parte el depósito de microesferas conlleva el riesgo intrínseco de la descohesi�n de algunas de estas microesferas con el consiguiente peligro para la salud del paciente, habida cuenta del bajo número de puntos de soldadura que tienen dichas microesferas al sinterizar. Además en este último caso han sido numerosos los problemas de fracturas de prótesis en servicio producido por fatiga. La unión soldada de la esfera a la matriz genera cantos vivos que son puntos de exaltaci�n de las tensiones.

El procesado de material de titanio y aleaciones por vía pulvimetal�rgia para la obtención de material poroso es conocido en el estado de la técnica. La utilización de agentes espaciadores que se eliminan en alguno de los procesos de la ruta productiva a seguir es la vía que ha llevado a mayores éxitos y que tiene visos de ser la que antes se industrialice.

La utilización del espaciador condiciona el tamaño del poro que se genera en la pieza una vez eliminado el espaciador. Sin embargo, la existencia del macroporo no implica necesariamente la existencia de canales de tamaños semejantes al macroporo para el crecimiento de capilares sanguíneos hacia el interior del material poroso.

El proceso pulvimetal�rgico permite compactar polvos de titanio y/o aleaciones de titanio con tamaño medio de grano desde los 300 micrometros a tamaños inferiores a las 25 micrometros. Este proceso seguido de una sinterizaci�n adecuada permite obtener materiales conformados de titanio con densidades que oscilan entre el 85% del macizo y el 98% del mismo, debido a la gran contracción observada en el sinterizado. Dada la estructura de grano fino, las propiedades mecánicas cuando se sinterizan las piezas en condiciones de alto vacío oscilan en torno a los mismos dígitos que el material macizo.

La transmisión de las tensiones al hueso se realiza a través de la prótesis, por lo que ésta debería tener un módulo de elasticidad lo más parecido al hueso para la adecuada transferencia de cargas al mismo y evitar el denominado apantallamiento de tensiones mecánicas que provoca la reabsorci�n ósea por falta de tensión aplicada al hueso. Por tanto, poco importa el módulo de elasticidad de la superficie si el conjunto de la prótesis no tiene un modulo parecido al hueso..Si se trabaja con polvo fino, la transmisión de la carga durante la compactación uniaxial pulvimetal�rgica genera gradientes de densidad que durante la sinterizaci�n en alto vacío supone distorsiones de la forma inicial prensada. Esto representa un gran inconveniente porque implica un procesado de mecanización a forma final que no es posible hacer tras el estadio de sinterizaci�n porque la porosidad superficial se cierra e impide la osteointegraci�n. La existencia de distorsiones en la

sinterizaci�n y sobretodo la existencia de una ‘piel’ de polvo laminado en la superficie lateral de la

pieza, por la fricción existente durante la extracción del molde, conduce a la decisión de mecanizar en verde para abrir la porosidad y buscar las dimensiones más adecuadas para la consecución de las formas y medidas finales tras el sinterizado. Para mecanizar en verde es necesario cierta resistencia del material, para lo cual, en algunas referencias y patentes (por ejemplo US7674426B2) se describe el uso de una compactación isost�tica en frío. Todo ello encarece el sistema y además, debido a que estos procesos se realizan con polvo fino de titanio o aleaciones de titanio, la interconexión final entre dichos poros no supera las 10 micrometros, por lo que la vascularizaci�n y el crecimiento óseo eficiente en el interior del sistema poroso queda en entredicho.

Cuando se implanta un material en el organismo se produce una reacción inmunol�gica a cuerpo extraño que provoca que el implante sea envuelto en tejido fibroso y quede encapsulado y aislado del tejido circundante. En ciertas aplicaciones este aislamiento no interesa, porque no permitiría la unión del hueso con el implante y éste no realizaría las funciones para las que ha sido diseñado. Para impedirlo, es necesario convertir la superficie del implante en bioactiva, es decir, que sea capaz de unirse con el tejido óseo adyacente, o bien recubrir la superficie con material más af�n al hueso como la hidroxiapatita. Esta hidroxiapatita suele tener un carácter amorfo o de baja cristalinidad lo que supone unas velocidades de disolución en medio sanguíneo muy rápidas, generando problemas de inestabilidad de prótesis que acaban con operaciones de recolocaci�n de las mismas, as� como una menor o nula osteointegraci�n.

OBJETO DE LA INVENCIÓN

Para resolver los problemas mencionados, el procedimiento de la invención propone el uso de un polvo de titanio con determinadas propiedades y su mezcla con una sal de tamaño y en proporción también determinada. Más en concreto, la invención propone un procedimiento para la obtención de una pieza de titanio poroso caracterizado porque el polvo de titanio de partida es puro, el tamaño medio de las partículas es de 200 micrómetros, fluencia de 93s, densidad aparente de 1,0g/cm3 y dicho polvo se mezcla, en una proporción de 34% de titanio en peso con NaCl, con un tamaño de partícula de entre 300 y 600 micrómetros y al menos 50% en peso.

Estas características dan como resultado una interconexión entre poros de más de 150 micrómetros y, conjuntamente con la naturaleza biocompatible del material a base titanio, hacen que el producto sea muy adecuado para mejorar la osteointegraci�n del material, mientras que se mantiene una resistencia a la fatiga adecuada.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LAS FIGURAS

Con objeto de ayudar a una mejor comprensión de las características de la invención de acuerdo con un ejemplo preferente de realización práctica de la misma, se acompaña la siguiente descripción de un juego de dibujos en donde con carácter ilustrativo se ha representado lo siguiente:

La figura 1a es una imagen tomada por microscopia de electrones del polvo de Titanio irregular utilizado para la invención, con tamaño medio de 200 micrómetros.

La figura 1b es una imagen de una microestructura de una pieza producida según la invención donde se puede observar el tamaño de poro y la interconexión de más de 150 micrómetros entre poros.

La figura 2a es una gráfica donde se aprecia el comportamiento a compresión a fractura de una pieza producida según el procedimiento de la invención.

La figura 2b es una gráfica en la que se muestra el comportamiento a fatiga en condiciones de servicio de una caja intersom�tica realizada según el procedimiento de la invención.

La figura 3 representa el tamaño de la porosidad frente al logaritmo del volumen medio que puede ser ocupado por un material (intrusión) para una estructura fabricada según el procedimiento reivindicado.

La figura 4 es una fotografía donde se puede apreciar la alta cristalinidad de una pieza producida según la invención.

La figura 5 es una fotografía de la morfología de las células osteobl�stica en la superficie del material poroso.

DESCRIPCION DETALLADA DE LA INVENCIÓN

En un aspecto general de la invención, se parte de polvo de titanio puro con granulometr�a entre 45 y 300 micrómetros, con más de un 90% de partículas entre los 75 y los 250 micrómetros y tamaño medio de 200 micrómetros. La fluencia de dicho polvo es de 93s, su densidad aparente 1,0g/cm3 y su densidad tasada es de 1,25g/cm3.

La fluencia del material se calcula según la norma ISO 4490, la densidad aparente según la ISO 3923/1 y la densidad tasada según la ISO 3953. Una densidad aparente del 22% de la densidad del material macizo (1,0g/cm3, respecto a la densidad del titanio macizo de 4,51g/cm3) denota la existencia de una superficie de polvo de gran irregularidad, que juntamente con el tamaño medio de la partícula de 200 micrómetros y el tamaño de sal de 300micr�metros a 600micr�metros, hace que sea factible conseguir tamaños de interconexión entre poros superiores a los 150 micrómetros por proceso de prensado y sinterizado.

El titanio, en una proporción del 34% en peso se mezcla con NaCl de entre 300 y 600 micrómetros y 50% y 80% en peso, a�adi�ndose un ligante en una proporción de al menos el 15%, hasta el 100%. Posteriormente, para eliminar el ligante y la sal, se somete al material a un proceso térmico seguido de continuos enjuagues en agua bidestilada y después de compactar el material, entre 200 y 400MPa, preferiblemente unos 300MPa, se sinteriza a una temperatura de entre 1200�C y 1400�C (preferiblemente 1300�C) y a una presión inferior a 4 10-4 mbar. Con estos parámetros se consigue la porosidad y longitud entre poros idónea, además de una resistencia y homogeneidad adecuadas.

Como se ve en la figura 1a, el polvo de titanio presenta una morfometr�a irregular y de tamaño mayor de 150 micrómetros.

Como se puede en la figura 1b, la estructura del material desarrollado est� completamente interconectada con tamaños de interconexión superiores a los 150 micrómetros.

En la figura 3, se puede apreciar el resultado graficado de porosimetr�a de mercurio. Ante una estructura porosa intercomunicada como es el caso, el valor de máxima intensidad, el más repetido, es el tamaño del canal de intercomunicación entre poros. Por lo tanto, el segundo pico, el más intenso, representa el tamaño de la porosidad interconectada, que resulta mayor a 150 micrómetros. El primer pico representa el conjunto de porosidades internas de menos de 10 micrómetros que existen en el seno del material y que tendrán una función biológica específica durante el proceso de osteointegraci�n, actuando de almacén de ‘alimentos’ para dicho crecimiento celular.

Con el objetivo de convertir la superficie del titanio en bioactiva, se provoca la reacción entre la capa pasiva de óxido de titanio (TiO2) –que se produce de manera espontánea en el titanio y sus aleaciones- de la superficie del implante con una solución básica de hidróxido de sodio (NaOH) 5M. Durante el tratamiento con NaOH, el TiO2 se disuelve parcialmente para formar una solución alcalina a causa del ataque corrosivo de los grupos hidroxilos (OH-) de la solución. Como resultado, se forma en la superficie una capa en forma de gel de titanato de sodio (Na2TiO3). Seguidamente, se neutraliza la reacción básica mediante H2O a una temperatura de 60�C durante 24 horas. Posteriormente, se realiza un tratamiento térmico a 600�C durante 1 hora para deshidratar, densificar y aumentar la adherencia al sustrato de esta capa gel de titanato de sodio. De este modo se forma una capa de Na2TiO3 estable y parcialmente cristalina que promueve la bioactividad y mejora sus propiedades superficiales.

Ejemplo. Caja intersom�tica:

Se utilizó polvo de titanio puro grado 2, con granulometr�a de entre 45 y 300 micrómetros y tamaño medio de partícula de 200 micrómetros. Se introdujo un 65%en volumen de NaCl de tamaño comprendido entre los 300-600micrometros. A la mezcla final se a�adi� un 15% de etilenglicol. Se mezcl� en un mezclador bic�nico durante 10minutos. La mezcla se introdujo en húmedo en la matriz con la geometría final. La matriz se ha sobredimensionado un 8% debido a la contracción homogénea del material durante el sinterizado. El prensado uniaxial se realiza a 300MPa, en prensa hidra�lica, y el exceso de ligante actúa de facilitador del homogéneo repartimiento de la presión durante su expulsión de la matriz. Debido a este efecto, la transmisión de la presión de compactación es muy homogénea, por lo que la densidad en verde del compacto es igualmente homogéneo y no provoca distorsiones por diferencia de contracción en la pieza final sinterizada. Las piezas prensadas con titanio y sal, pasan por una estufa a 200�C durante 6h, para eliminar los restos de etilenglicol (la temperatura de evaporación del etilengricol es cercana a los 190�C). A 200�C no hay riesgo de incorporar oxígeno a la estructura del titanio, por lo que se minimizan las posibles contaminaciones con dicho elemento. Posteriormente se realiza un proceso cíclico de baños para eliminar el espaciador hasta que la conductividad iónica se estabilice en valores tan pequeños o similares a los que presenta el agua destilada utilizada como agente solvente. Dichos lavados se realizan aplicando vacío para acelerar el proceso de disolución de la sal. Una vez la pieza ha eliminado la sal se manipula correctamente y se deja 4h a 120�C en estufa al aire para secarla completamente.

Posteriormente se sinteriza en horno de alto vacío (<4�10-4mbar) a unos 1200�C-1400�C, preferiblemente 1300�C, durante 4h. Una vez sinterizadas las muestras se mecanizan los bordes redonde�ndolos y reduciendo la posibilidad de desprendimiento de partículas. Finalmente se realizan procesos cíclicos de lavado en agua destilada, alcohol y acetona todos ellos en ultrasonidos, para limpiar correctamente las piezas.

Se realizaron ensayos a compresión de las muestras tratadas y sin tratar, cuyos resultados no permitieron observar diferencias significativas en cuanto a límite elástico, carga a fractura ni alargamiento a fractura. No obstante si se observ� una cierta tendencia al aumento del módulo de elasticidad del material con la realización del tratamiento térmico de bioactividad. Tanto los valores mecánicos de resistencia a la compresión, como su módulo de elasticidad (10GPa) as� como su buen comportamiento a fatiga permiten asegurar el buen comportamiento mecánico de este tipo de material poroso para las aplicaciones de cajas intersom�ticas para columna vertebral y abre la posibilidad a otras muchas aplicaciones para substitución de tejido duro. En las figuras 2a y 2b se puede observar el buen comportamiento a compresión con torsión monot�nica y fatiga, simulando el funcionamiento de la columna vertebral. En estos ensayos mecánicos, los valores a vida infinita superan los 350kg en vida de servicio y no hay desprendimiento alguno de partículas.

Con el fin de evaluar la capacidad del material implantado para formar una capa de apatita en su superficie se realizó un ensayo in vitro con una muestra fabricada según el procedimiento de la invención, siguiendo las directrices de la norma internacional ISO 23317 (Implants for surgery - An vitro evaluation for apatite - forming ability of implant materials). Este ensayo consiste en sumergir el material en una solución con concentración iónica, pH y temperatura próximos al plasma sanguíneo, llamado fluido corporal simulado o SBF por sus siglas en inglés.

La evaluación de bioactividad mediante SBF se evalúa en función de la formación de apatita en la superficie debido al intercambio iónico que se genera entre el SBF y la superficie tratada química y térmicamente.

Cuando el titanio tratado termo-químicamente est� inmerso en SBF, los iones Na+ procedentes del Na2TiO3 se intercambian con los H3O+ del medio acuoso y se forman grupos Ti-OH en la superficie del metal. Los grupos Ti-OH que se forman en la superficie se combinan con los iones calcio Ca2+ del SBF para formar titanato de calcio amorfo (CaTiO3). Los grupos Ti-OH de la superficie del Ti est�n cargados el�ctricamente y provocan que los iones Ca2+ precipitan en la superficie para combinarse con ellos.

Parte de los iones calcio reaccionan con los fosfatos HPO42- procedentes del SBF para formar fosfato de calcio (CaP) en la superficie del implante. La liberación de los iones de sodio Na+, acompañada por los iones H3O+ del SBF, resulta en un incremento del pH de la solución. Esto produce a su vez mayor actividad iónica de los CaP que provoca el rápido depósito de apatita sobre la superficie de titanio.

Despu�s del tratamiento termo-químico las muestras ofrecen una microestructura como la que se observa en la figura 4. Se puede apreciar que el titanato sádico recubre toda la superficie e incluso la porosidad, ya que al ser un tratamiento en líquido penetra en toda la superficie del implante. Se puede apreciar la gran cristalinidad y se garantiza la unión con el implante ya que no es un recubrimiento si no un proceso de cristalización a partir del titanio. Esto garantiza la inhibición de posible filtración bacteriana, como ocurría en los implantes con recubrimientos bioactivos, ya que entre la capa y el substrato existía unos micrometros que utilizaban las bacterias y microorganismos para colonizar.

Las muestras tratadas con diferentes cantidades de solución básica y posteriormente mediante el tratamiento térmico, fueron inmersas en SBF durante 10 días para determinar la bioactividad de la superficie, tal y como indica la norma ISO 23317. Al realizar la inmersión pudimos comprobar la estructura cristalina de la apatita formada. Es muy importante que la apatita sea cristalina. En los implantes recubiertos de hidroxiapatita por plasma se provocaba que la apatita era en gran parte amorfa. Este hecho producía una disolución muy rápida con el medio fisiológico de la capa de apatita y el implante y el hueso quedaban a una distancia que no se producía la osteointegraci�n. En nuestro caso, la apatita es totalmente cristalina y su disolución es much�simo más lenta que la amorfa lo que es óptima para los procesos de osteointgeraci�n.

En base a los valores de absorbancia obtenidos para osteoblastos SAOS-2 después de 24 h de incubaci�n y 10 minutos de revelado con el reactivo LDH podemos afirmar que:

•: No se han observado efectos citot�xicos relevantes por exposición indirecta de las células SAOS-2 a 5 concentraciones de los extractos obtenidos de las muestras analizadas.

•: En todas las muestras el valor de la absorbancia respecto al control negativo est� por encima del 75%, por lo que est� dentro de valores permitidos en los que se puede considerar ausencia de citotoxicidad.

Se observ� un aumento de proliferaci�n entre los días 1 y 14 debido a que las células no habían empezado a diferenciar y proliferaban. Posteriormente, se observ� un cierto descenso de la proliferaci�n debido casi con toda seguridad al aumento en la diferenciación de las células a partir de los 14 días de incubaci�n. Todo este comportamiento es normal en este tipo de células. Se dio también un aumento en la actividad de ALP a 7 días, lo que indica que la diferenciación celular. ALP es un indicador del inicio de la diferenciación y se considera normal una bajada en la actividad de la fosfatasa a los 14 días de cultivo, después un aumento en la actividad después de 7 días de incubaci�n. Este fenómeno se encuentra altamente tipificado en la literatura científica como al t�pico proceso de diferenciación celular temprana. A medida que aumenta el tiempo de cultivo, también aumenta el número de células y el grado de penetraci�n de las mismas en el material. Las imágenes pertenecientes a las muestras incubadas durante 14 días ya presentan un grado de penetraci�n total en el interior de la muestra, que equivaldría a la mitad del espesor del componente.

En la figura 5 puede observarse la morfología de las células osteobl�stica en la superficie del material poroso de AMES con un grado de puntos focales muy elevado, lo que garantiza la buena adhesión y saludo de las células como muestran los grados niveles de osteocalcina encontrados. La adhesión, proliferaci�n y diferenciación contrastada con los niveles elevados de osteocalcina y expresión g�nica garantizan la aceleración de la osteointegraci�n.

Claims

REIVINDICACIONES

1.

Procedimiento para la obtención de una pieza de titanio poroso caracterizado porque el polvo de titanio de partida es puro, el tamaño medio de las partículas es de 200 micrómetros, la fluencia de 93s, la densidad aparente de 1,0g/cm3 y dicho polvo se mezcla, en una proporción de 34% de titanio en peso, con NaCl, con un tamaño de partícula de entre 300 y 600 micrómetros y al menos 50% en peso.
2.

Procedimiento según la reivindicación 1 caracterizado porque comprende además los siguiente pasos:

i) añadir un ligante en una proporción de al menos el 15% ; ii) compactar el material resultante entre 200-400MPa; iii) eliminar el ligante y la sal mediante un proceso térmico seguido de continuos enjuagues en agua bidestilada iv) sinterizar a una temperatura de entre 1200�C y 1400�C y a una presión inferior a 4 10-4 mbar v) mecanizar superficialmente la pieza.
3.

Procedimiento según la reivindicación 2 caracterizado porque tras el paso v se introduce la pieza en una solución básica de hidróxido de sodio (NaOH) 5M.
4.

Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 2-3 caracterizado porque el ligante es etilenglicol.
5.

Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 2-4 caracterizado porque el paso i) se realiza en un mezclador bic�nico y el paso iii) se realiza mediante la introducción de la mezcla húmeda en una matriz y posterior prensado uniaxial.
6.

Procedimiento según la reivindicación 5 caracterizado porque el prensado uniaxial se realiza en una prensa hidráulica.
7.

Material met�lico poroso fabricado según cualquiera de las reivindicaciones anteriores.

OFICINA ESPAÑOLA DE PATENTES Y MARCAS

N.� solicitud: 201430408

ESPA�A

Fecha de presentación de la solicitud: 24.03.2014

Fecha de prioridad:

INFORME SOBRE EL ESTADO DE LA TECNICA

51 Int. Cl. : Ver Hoja Adicional

DOCUMENTOS RELEVANTES

Categor�a

56 Documentos citados Reivindicaciones afectadas

A

JHA, N., et al., Highly porous open cell Ti-foam using NaCl as temporary space holder through powder metallurgy route, Materials & Design, 2013, Vol. 47, p�gs. 810-819. Doi: doi:10.1016/j.matdes.2013.01.005. Apartado: "Experimental details". 1-7

A

BYOUNGGAB LEE et al., Space-holder effect on designing pore structure and determining mechanical properties in porous titanium, Materials and Design, 2014, Vol. 57, p�gs. 712-718, Doi: doi:10.1016/j.matdes.2013.12.078. Apartado:"Material and methods". 1-7

A

WANG, X.-h., et al., Mechanical properties of porous titanium with different distributions of poro size, Trans. Nonferrous Met. Soc. China, 2013, Vol. 23, p�gs. 2317-2322. Apartado: "Experimental". 1-7

A

TORRES, Y., et al., Processing and characterization of porous titanium for implants by using NaCl as space holder, Journal of Materials Processing Technology, 2012, Vol. 212, p�gs. 1061-1069, Doi:doi:10.1016/j.jmatprotec.2011.12.015. Apartado: "Experimental procedure". 1-7

A

OH, I.-H., Mechanical properties of porous titanium compacts prepared by powder sintering, Scripta Materialia, 2003, Vol. 49, p�gs. 1197-1202. Apartado: "Experimental procedure". 1-7

Categor�a de los documentos citados X: de particular relevancia Y: de particular relevancia combinado con otro/s de la misma categoría A: refleja el estado de la técnica O: referido a divulgación no escrita P: publicado entre la fecha de prioridad y la de presentación de la solicitud E: documento anterior, pero publicado después de la fecha de presentación de la solicitud

El presente informe ha sido realizado • para todas las reivindicaciones • para las reivindicaciones n�:

Fecha de realización del informe 01.07.2014

Examinador M. M. García Poza Página 1/5

INFORME DEL ESTADO DE LA TÉCNICA

N� de solicitud: 201430408

CLASIFICACI�N OBJETO DE LA SOLICITUD B22F3/11 (2006.01)

A61L27/06 (2006.01) A61L27/56 (2006.01) Documentación mínima buscada (sistema de clasificación seguido de los símbolos de clasificación)

B22F, A61L

Bases de datos electrónicas consultadas durante la búsqueda (nombre de la base de datos y, si es posible, términos de búsqueda utilizados) INVENES, EPODOC, WPI, XPESP, INSPEC

Informe del Estado de la Técnica Página 2/5

OPINI�N ESCRITA

N� de solicitud: 201430408

Fecha de Realización de la Opinión Escrita: 01.07.2014

Declaraci�n

Novedad (Art. 6.1 LP 11/1986)

Reivindicaciones Reivindicaciones 1-7 SI NO

Actividad inventiva (Art. 8.1 LP11/1986)

Reivindicaciones Reivindicaciones 1-7 SI NO

Se considera que la solicitud cumple con el requisito de aplicación industrial. Este requisito fue evaluado durante la fase de examen formal y técnico de la solicitud (Artículo 31.2 Ley 11/1986).

Base de la Opinión.-

La presente opinión se ha realizado sobre la base de la solicitud de patente tal y como se publica.

Informe del Estado de la Técnica Página 3/5

OPINI�N ESCRITA

N� de solicitud: 201430408

1. Documentos considerados.-

A continuación se relacionan los documentos pertenecientes al estado de la técnica tomados en consideración para la realización de esta opinión.

Documento

Número Publicación o Identificación Fecha Publicación

D01

JHA, N., et al., Highly porous open cell Ti-foam using NaCl as temporary space holder through powder metallurgy route, Materials & Design, 2013, Vol. 47, p�gs. 810-819. Doi: doi:10.1016/j.matdes.2013.01.005. 30.04.2013

D02

BYOUNGGAB LEE et al., Space-holder effect on designing pore structure and determining mechanical properties in porous titanium, Materials and Design, 2014, Vol. 57, p�gs. 712-718, Doi: doi:10.1016/j.matdes.2013.12.078. 10.01.2014

D03

WANG, X.-h., et al., Mechanical properties of porous titanium with different distributions of poro size, Trans. Nonferrous Met. Soc. China, 2013, Vol. 23, p�gs. 2317-2322.

D04

TORRES, Y., et al., Processing and characterization of porous titanium for implants by using NaCl as space holder, Journal of Materials Processing Technology, 2012, Vol. 212, p�gs. 1061-1069, Doi:doi:10.1016/j.jmatprotec.2011.12.015. 30.04.2012

D05

OH, I.-H., Mechanical properties of porous titanium compacts prepared by powder sintering, Scripta Materialia, 2003, Vol. 49, p�gs. 1197-1202.
2. Declaración motivada según los artículos 29.6 y 29.7 del Reglamento de ejecución de la Ley 11/1986, de 20 de marzo, de Patentes sobre la novedad y la actividad inventiva; citas y explicaciones en apoyo de esta declaración

El objeto de la invención es un procedimiento para la obtención de una pieza de titanio poroso y dicho material.

El documento D01 divulga un procedimiento para la obtención de titanio poroso, a partir de titanio puro, con tamaño medio de las partículas de 30 micrómetros, que se mezcla con NaCl, con un tamaño de partícula de 230 micrómetros, en una relación de 13:20 gramos. Se añade un ligante orgánico, se compacta en frío, se elimina el ligante y se sinterizan las muestras. Tras lo cual se elimina el NaCl, con agua caliente.

El documento D02 divulga un procedimiento para la obtención de titanio poroso, a partir de titanio puro, con tamaño medio de las partículas de 45 micrómetros, que se mezcla con NaCl, con un tamaño de partícula de aproximadamente 400 micrómetros, en una relación en volumen de 3:7. La mezcla se compacta uniaxialmente, se elimina el NaCl con agua y se sinterizan las muestras.

El documento D03 divulga un procedimiento para la obtención de titanio poroso, a partir de titanio puro, con tamaño medio de las partículas de 45 micrómetros, que se mezcla con NaCl, con un tamaño de partícula en los rangos 100-200 micrómetros y 350-450 micrómetros. La mezcla se compacta uniaxialmente, se elimina el NaCl con agua y se sinterizan las muestras.

El documento D04 divulga un procedimiento para la obtención de titanio poroso, a partir de titanio puro, con tamaño medio de las partículas menor de 50 micrómetros, que se mezcla con NaCl, con un tamaño de partícula en los rangos 183-700 micrómetros. La mezcla se compacta uniaxialmente, se elimina el NaCl con agua y se sinterizan las muestras.

El documento D05 divulga un procedimiento para la obtención de titanio poroso, a partir de titanio puro, mezclando polvo de titanio, con tamaño medio de partículas de 65 micrómetros, 189 micrómetros o 374 micrómetros. El polvo de titanio se compacta y se sinterizan las muestras.

No se ha encontrado divulgado en el estado de la técnica un procedimiento para la obtención de una pieza de titanio poroso que utilice polvo de titanio de tamaño medio de 200 micrómetros, fluencia de 93s y densidad aparente 1,0 g/cm3.

La principal diferencia entre los procedimientos divulgados en D01 a D04 y el recogido en la solicitud es el tamaño medio de las partículas de titanio. En los procedimientos divulgados en estos documentos es polvo fino (menor de 100 micrómetros), mientras que en la invención el polvo utilizado tiene un tamaño medio de 200 micrómetros. Esto, unido a sus propiedades de fluencia y de densidad aparente dan como resultado un titanio poroso con una interconexión entre poros de más de 150 micrómetros. Por lo que no sería evidente para el experto en la materia, a la vista de la información divulgada en el estado de la técnica, llegar al procedimiento de la invención obteniendo el mismo efecto técnico.

Por lo tanto, se considera que el procedimiento de la invención recogido en las reivindicaciones 1 a 6 presenta novedad y actividad inventiva (Arts. 6.1 y 8.1 LP).

Informe del Estado de la Técnica Página 4/5

OPINI�N ESCRITA

N� de solicitud: 201430408

En relación a la reivindicación 7, referente al material met�lico poroso definido en términos de su procedimiento de preparación, esta reivindicación únicamente sería admisible si el producto, como tal, cumple los requisitos de patentabilidad, esto es, es nuevo y tiene actividad inventiva. No se ha encontrado divulgado en el estado de la técnica un material met�lico formado por mezcla de polvo de titanio de tamaño medio de partícula de 200 micrómetros y NaCl.

Por lo tanto, se considera que el objeto de la invención recogido en dicha reivindicación presenta novedad y actividad inventiva (Arts. 6.1 y 7.1 LP).

Informe del Estado de la Técnica Página 5/5