Direct Metal Laser Sintering (DMLS)

Anche la sinterizzazione laser diretta del metallo (DMLS) è una tecnica di produzione additiva (AM) basata su una sorgente laser, in cui un oggetto viene costruito a strati utilizzando metalli in polvere. Fondamentalmente, la macchina produce l'oggetto su una piattaforma mobile applicando strati incrementali del materiale.99,100,116

Il processo DMLS viene eseguito con due metodi diversi: metodo di deposizione della polvere e metodo con letto di polvere; la differenza si ha semplicemente nel modo in cui viene applicato ogni strato di polvere. Il metodo del letto di polvere è più popolare attualmente, in quanto offre velocità maggiori di produzione.

All'interno della camera di costruzione, esistono due piattaforme: la piattaforma di erogazione del materiale e la piattaforma di costruzione. La prima è fornita di una lama di recupero che viene utilizzata per spostare la nuova polvere sulla piattaforma di costruzione.117

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Il raggio laser ad alta potenza viene diretto sul letto di polvere per fondere il materiale, secondo il file di progettazione computerizzata (CAD), generando così un sottile strato di metallo. Dopodiché la piattaforma si sposta in basso dello spessore dello strato predeterminato (di solito 20 μm), viene fissata una pellicola di polvere fresca e il livello successivo viene sciolto con l'esposizione alla sorgente laser, in modo che sia conforme allo strato precedente. Questo processo continua, strato per livello, finché l'oggetto non viene fabbricato.

Con la DMLS è possibile controllare la porosità di ciascun livello, ma anche l'interconnessione dei pori, la dimensione, la forma e la distribuzione. Questo è un importante vantaggio dato che un elevato livello di interconnettività determina una morfologia primitivamente aperta che può consentire l'ingrowth dell'osso e la vascolarizzazione. Con queste caratteristiche viene aumentata l'osteointegrazione, che è il fattore essenziale della affidabilità a lungo termine di un impianto.99,100,116

Figura 14. Schema del processo DMLS117

La tecnologia DMLS, costruendo parti direttamente dai dati CAD, non necessita di ulteriori costi di utensileria.

Infine, in contrasto con i processi di taglio o fresatura, la tecnologia AM produce meno sprechi e quindi non c'è quasi perdita di materiale.

La DMLS può essere quindi utilizzata come strumento per produrre direttamente un dispositivo biomedico personalizzato in una lega di titanio biocompatibile.102

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In conclusione sono stati qui presentati i punti principali delle tecniche di stampa 3D utilizzati per la produzione di protesi in metallo poroso.

La differenza fondamentale tra EBM ed i processi laser è che il processo EBM utilizza un fascio di elettroni per sciogliere la polvere mentre SLS, SLM, LENS e DMLS utilizzano una sorgente laser. I fasci di elettroni rispetto ai laser hanno una maggiore densità di energia, il che porta a tempi di costruzione ridotti e quindi ad una riduzione dei costi di produzione. L'elevata energia disponibile fonde completamente la polvere metallica producendo parti dense con un migliore controllo delle proprietà meccaniche delle zone porose fabbricate. Inoltre, le componenti vengono fabbricate in una camera a vuoto durante il processo EBM, assicurando costruzioni in titanio prive di impurità non interessate dall'ossigeno o da altre specie chimiche disponibili nell'atmosfera.106

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4. Titanio (Ti-6Al-4V)

I metalli sono i materiali più adatti per le applicazioni di carico rispetto alla ceramica o ai materiali polimerici a causa della loro combinazione di elevata resistenza meccanica e resistenza alla frattura. Tra i vari biomateriali metallici, il titanio e le sue leghe sono i più attraenti per gli impianti ortopedici.109

In particolare, tra le leghe di titanio la più utilizzata in ambito medico è il Ti-6Al-4V (titanio- 6alluminio-4vanadio). Le caratteristiche di questa lega le permettono di soddisfare alcuni requisiti chiave per le protesi ortopediche, quali:

1) resistenza al peso;

2) resistenza alla corrosione;

3) biocompatibilità e osteointegrazione.106

4.1 RESISTENZA AL PESO

La resistenza al peso è una caratteristica fondamentale degli impianti vista la loro funzione primaria di ricostruzione di una porzione del sistema muscolo-scheletrico. Tuttavia, un grosso problema riguardante gli impianti metallici in chirurgia ortopedica è la mancata corrispondenza del modulo di Young, o modulo elastico, tra l’osso naturale e il biomateriale.109

L'osso in un individuo sano si rimodella in risposta allo stress meccanico a cui è sottoposto. Una riduzione delle sollecitazioni trasferite all'osso adiacente, a causa dell'elevato modulo del titanio, ne causa il riassorbimento che può portare, infine, alla perdita asettica dell'impianto. Questo effetto causato dalla relativa differenza di rigidità è chiamato shear stress ed influenza la longevità dell'impianto.

Pertanto, onde evitare questa complicanza, è essenziale costruire impianti più leggeri con pesi più vicini a quelli dell'osso sostituito. Per ridurre il peso e la rigidità efficace degli impianti di titanio, la struttura dell'impianto deve essere resa porosa.74,106 Questa richiesta viene facilmente soddisfatta nel contesto della fabbricazione grazie ai metodi di prototipazione rapida esposti nel capitolo precedente.

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Figura 15. (a sinistra) modello macroscopico di titanio Ti-6Al-4V (a destra) microporosità109

Nella valutazione del modulo di elasticità dell’osso nativo bisogna anche considerare il fatto che esistano due tipi di osso nello scheletro umano, cioè osso corticale e trabecolare. Nel caso dell'osso corticale (14-20 GPa di modulo elastico) sono stati riscontrati una maggiore resistenza alla compressione e un maggior modulo elastico rispetto all'osso trabecolare (0,05-0,5 GPa) che comunque risulta in entrambi i casi molto inferiore a quello delle leghe di titanio denso (circa 114 GPa).106

Questo disaccordo del modulo è considerato come uno dei motivi principali per la schermatura dello stress.78

Inoltre le proprietà meccaniche come il modulo elastico e la massima resistenza alla compressione dell'osso corticale e trabecolare del paziente dipendono da:

• età; • sesso;

• sito anatomico; • direzione del carico.106

È stato riscontrato a tal proposito che non solo la semplice porosità abbia un'influenza sulle proprietà meccaniche dei campioni protesici, ma anche la dimensione e l'orientamento dei pori stessi hanno un’influenza importante.104,106,109

In ultimo, i materiali metallici porosi possono fornire stabilità meccanica subito dopo essere stati incorporati, cosa che non può essere ignorata durante la riparazione di grandi difetti ossei all'interno delle aree portanti. Infatti, le leghe di titanio porose hanno dimostrato di avere eccellenti proprietà meccaniche, consentendo il loro impiego in impianti permanenti ortopedici in condizioni di carico.118

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4.2 RESISTENZA ALLA CORROSIONE

La degradazione del materiale è un altro parametro importante, in quanto i prodotti di degradazione possono influenzare la citotossicità e altre reazioni infiammatorie in vivo.119 Questo è in considerazione del fatto che, a seconda della dimensione delle particelle del prodotto di degradazione, può verificarsi una tossicità locale o sistemica.

Ad esempio, lo studio in vivo condotto sui ratti di Sprague dawley per sette giorni ha rivelato una tossicità dipendente dalla dimensione delle particelle per alcuni organi. Lo studio istologico ha indicato che le particelle di TiO2 a 50 nm potrebbero provocare una tossicità grave in vari organi quali: cuore, fegato, polmone, rene e articolazioni nel modello di topo.120

Il materiale dello scaffold non deve causare tossicità, in vitro o in vivo.119 _{Quando la tecnica di}

fabbricazione utilizza solventi organici, queste sostanze chimiche, nella maggior parte dei casi, non sono completamente rimosse dagli scaffolds e potrebbero essere citotossiche per il tessuto appena costituito o per il tessuto ospite circostante.

Inoltre i materiali utilizzati dovrebbero prestarsi a metodi di imaging operativi quali le scansioni TC e RMN necessarie per valutare le funzioni del cervello, nonché la posizione dell'impianto e delle regioni circostanti. È quindi necessario utilizzare materiali che interferiscano il meno possibile con tali procedure.73