CENTRO DE INVESTIGACION EN MATERIALES AVANZADOS, S. C.

POSGRADO

BIOMATERIALES HIBRIDOS: POLIURETANO-NANOHIDROXIAPATITA, SINTESIS Y

CARACTERIZACION

T E S I S

Que para obtener el grado de DOCTOR EN CIENCIA DE MATERIALES

P R E S E N T A

ANA BEATRIZ MARTÍNEZ VALENCIA

DIRECTOR DE TESIS: DRA. HILDA ESPERANZA ESPARZA PONCE

DIRECTOR EXTERNO

DRA. GEORGINA CARBAJAL DE LA TORRE Chihuahua, Chih. México Julio 2011

CONTENIDO

Lista de figuras Lista de tablas Resumen Abstract Justificación Objetivo general Objetivos particulares Hipótesis I. Introducción II. Consideraciones teóricas 2.1 Biomateriales 2.1.1 Biomateriales metálicos o biometales. 2.1.2 Biomateriales poliméricos o biopolímeros 2.1.3 Biomateriales cerámicos o biocerámicos 2.1.4 Biomateriales compositos o biocompositos 2.1.4.1 Compositos híbridos: definición y categorías 2.1.4.2 Material composito hibrido 2.1.4.3 Híbridos Inorgánico/orgánico 2.1.4.4 Nueva clasificación de materiales híbridos 2.2 Hidroxiapatita como biomaterial 2.2.1 Estructura de la hidroxiapatita 2.2.2 Preparación y procesamiento de HA

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2.2.2.1 Precipitación 2.2.2.2 Estado sólido 2.2.2.3 Cristalización hidrotérmica 2.2.2.4 Sol-gel 2.2.3. Propiedades mecánicas de hidroxiapatita densa 2.2.4 Propiedades superficiales 2.2.5 Avances en el reforzamiento de HA 2.3 Compositos polímero/cerámico bioactivo 2.4 Poliuretano como biomaterial 2.4.1 Estructura del poliuretano 2.4.2 Reacciones químicas básicas para poliuretano 2.4.3 Materiales precursores. 2.4.3.1 Poliol 2.4.3.2 Isocianato 2.4.3.3 Extensor de cadena: diamina o diol. 2.4.4 Calculo de reactivos. 2.4.5 Preparación y procesamiento de PU 2.4.6 Propiedades de PU de uso biomédico III. Desarrollo experimental 3.1 Síntesis de nanohidroxiapatita 3.1.1 Síntesis química por Precipitación con agitación mecánica 3.1.2 Síntesis química por Precipitación con agitación ultrasónica 3.1.3 Síntesis química por método de cristalización hidrotérmica

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3.1.4 Síntesis química por Sol-Gel 3.2 Técnicas de caracterización 3.2.1 Difracción de rayos X 3.2.2 Espectroscopia de Infrarrojo 3.2.3 Absorción de Nitrógeno 3.2.4 Microscopia Electrónica de Barrido 3.2.5 Microscopia Electrónica de Transmisión 3.3 Síntesis de compositos híbridos PU/nHA 3.4 Técnicas de caracterización 3.4.1 Difracción de Rayos X 3.4.2 Espectroscopia de Infrarrojo 3.4.3 Análisis Termogravimétrico 3.4.4 Calorimetría Diferencial de Barrido 3.4.5 Microscopia electrónica de Barrido 3.4.6 Análisis Mecánico Dinámico 3.4.7 Absorción de agua 3.4.8 Biodegradación 3.4.8.1 Microscopia electrónica de Barrido 3.4.9 Bioactividad 3.4.9.1 Difracción de rayos X 3.4.9.2 Espectroscopia de infrarrojo 3.4.9.3 Microscopia Electrónica de Barrido IV. Resultados y discusión 4.1 Nanohidroxiapatita

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4.1.1 Difracción de rayos X 4.1.2 Espectroscopia de Infrarrojo 4.1.3 Absorción de nitrógeno 4.1.4 Microscopia electronica de barrido 4.1.5 Microscopia electrónica de transmisión 4.2 Compositos híbridos PU/nHA 4.2.1 Difracción de rayos X 4.2.2. Espectroscopia de infrarrojo 4.2.3 Análisis termogravimétrico 4.2.4 Calorimetría diferencial de barrido 4.2.5 Microscopia electrónica de barrido 4.2.6 Análisis Mecánico Dinámico 4.2.7 Absorción de agua 4.2.8 Biodegradación 4.2.8.1 Microscopia electrónica de barrido 4.2.9 Bioactividad determinada in vitro usando SBF 4.2.9.1 Difracción de rayos X 4.2.9.2 Espectroscopia de infrarrojo 4.2.9.3 Microscopia electrónica de barrido Conclusiones Referencias

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LISTA DE FIGURAS

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3.3

Morfología en híbridos orgánico/inorgánico. Diferencias entre híbridos orgánico/inorgánico y nanocompositos orgánico/inorgánico: ejemplo de un sistema Nylon/arcilla. Relación entre materiales estructuralmente hibridados, materiales hibridados en enlace químico y materiales funcionalmente hibridados. Arreglo atómico de la celda hexagonal de la hidroxiapatita. Representación esquemática del proceso de disolución-precipitación en implantes de hidroxiapatita densa. Grupo funcional uretano. Reacción entre extensor de cadena e isocinato. Cuando un diol es usado (a) y si diamina es usada (b). Reacción de agua con isocianato (a) y producción de grupos urea (b). Polioles usados para la síntesis de poliuretano. Ejemplos de diisocianatos usados para la síntesis de poliuretanos grado medico. Extensor de cadena comúnmente usado para la síntesis de PU. Diagrama general del desarrollo experimental. Reactor utilizado para la síntesis de los compositos (a) y precipitación de compositos (b). Probetas para análisis mecánico.

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Equipo DMA para mediciones de propiedades mecánicas. Moldeo los compositos (a) y pastillas obtenidas (b). Modo de sumergir el espécimen en SBF. Difractogramas de rayos X de los diferentes polvos de nHA sintetizados. Cristal hexagonal representando la morfología del cristal de nHA. Espectros FT-IR para las cuatro muestras de nHA. Isotermas de absorción de nitrógeno, muestra HA1 (a), HA2 (b), HA3 (c) y HA4 (d). Fotomicrografías MEB: muestra HA1 (a), HA2 (b), HA4 (c) y HA3 (d). Fotomicrografías MET Imágenes de campo claro de las muestras: HA2 (a), HA3 (b), HA4 (c) y EDS (d). Difractogramas de los diferentes compositos. Espectro de FT-IR de los diferentes compositos. Curva de análisis termogravimétrico de los compositos PU/nHA. Curva de derivada de los compositos PU/nHA. Termograma DSC de las diferentes muestras. Se presenta el evento correspondiente a la temperatura de transición vítrea Tg. Termograma DSC de las diferentes muestras. Se presenta el evento correspondiente a la temperatura de fusión Tm. Imágenes de MEB de compositos antes del análisis, (a) PU, (b) HA10, (c) HA20, (d) HA30, (e) HA40. Mapeo electronico correspondiente al composito HA20 presentando la distribucion de Ca, P, C y O. Curvas esfuerzo-deformación de compositos. Modulo de Young en función del porcentaje de nHA a dos temperaturas diferentes. Grafica de absorción de agua para nHA (a) y absorción de agua para los compositos PU/nHA (b).

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Efecto del tiempo de sumergido en PBS en el peso de los materiales sintetizados. Fotomicrografía MEB: se muestra la morfología de la superficie de los compositos después de la degradación (a-d) y (e) corresponde al EDS para el composito HA40. Incremento de masa de nHA y compositos después de la incubación en SBF. Difractograma de DRX de nHA y compositos después de 7 días de inmersión en SBF. . Difractograma de DRX (a) y FTIR (b) de nHA y compositos después de 7 días de inmersión en SBF. Fotomicrografías de MEB de los compositos a un día de sumergir en SBF. Micrografías de MEB de los compositos a 7 días de la inmersión en SBF: (a) HA10; (b) HA20; (c) HA30 and (d) HA40. Micrografías de MEB de los compositos a 14 días de la inmersión en SBF: (a) HA10; (b) HA20; (c) HA30 and (d) HA40. Micrografías de MEB de los compositos a 21 días de la inmersión en SBF. Micrografías de MEB de los compositos a 28 días de la inmersión en SBF. Análisis de EDS antes (a) y después (b) de la inmersión en SBF

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Descripción Primeras investigaciones notables relacionadas a implantes. Propiedades mecánicas de HA y hueso cortical Reactivos para preparar SBF. Parámetros de red y tamaños de cristal. Características texturales de los polvos de nHA obtenidos por la técnica de fisisorcion de N2. Propiedades mecánicas de los compositos. Se presentan las relaciones Ca/P antes y después de la inmersión en PBS. Se presentan las relaciones Ca/P antes y después de la inmersión en SBF.

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RESUMEN

La hidroxiapatita sintética (Ca10(PO4)6(OH)2) ha sido el material cerámico mas

apropiado para implantes de reemplazo de tejido duro, esto es debido

principalmente a su buenas características de biocompatibilidad. Además los

polvos de hidroxiapatita han sido usados como material de refuerzo para el diseño

de compositos de base polímerica mejorando las propiedades mecánicas y

bioactivas para reparar o sustituir hueso. Por otro lado, los poliuretanos, son una

clase de materiales polímericos con excelentes propiedades mecánicas y buena

biocompatibilidad. De hecho este ha sido ampliamente utilizado para numerosas

aplicaciones biomédicas.

Basados en lo anterior y debido a que la combinación de polímeros

biodegradables y partículas bioactivas inorgánicas representan la mejor propuesta

en términos de rendimiento mecánico y comportamiento biológico adecuado, el

objetivo de este estudio fue fabricar una serie de compositos híbridos

poliuretano/nanohidroxiapatita y estudiar sus propiedades fisicoquímicas como

función del contenido de nanohidroxiapatita.

La nanohidroxiapatita fue preparada mezclando las correspondientes cantidades

de Ca(NO3).4H2O y (NH4)2HPO4 por un método de precipitación asistida con

ultrasonido. El poliuretano y los compositos fueron sintetizados por un método de

polimerización en dos pasos usando 1,6-hexametilen diisocianato (HDI),

policaprolactona (PLC) y 1,4-butanodiol (BD). La nanohidroxiapatita fue adicionada

in situ durante la reacción de polimerización de los compositos híbridos con

diferentes contenidos 10, 20, 30, 40 % en peso.

Las propiedades fisicoquímicas y de bioactividad de los compositos híbridos

preparados fueron evaluadas. La caracterización de los materiales sintetizados fue

corrida mediante difracción de rayos X (DRX), espectroscopia de infrarrojo (FTIR),

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microscopia electrónica de barrido (MEB) y mediante un analizador mecánico

dinámico (AMD). Los estudios de biodegradación y bioactividad fueron corridos in

vitro por la inmersión de los materiales en una solución bufer (PBS) y en un fluido

corporal simulado (SBF) respectivamente.

La respuesta de biodegradación y bioactividad de las muestras fue monitoreada

por medidas gravimetricas, DRX, FTIR y MEB acoplada con análisis de EDS

siguiendo los procedimientos estandarizados.

Los materiales obtenidos presentaron diferente comportamiento durante el análisis

de absorción de agua, tal como mayor estabilidad térmica como función del

contenido de la nanohidroxiapatita. El examen mecánico reveló que cuando el

contenido de nanohidroxiapatita es mas alto de 10% en peso, los compositos se

observan relativamente quebradizos y presentan un modulo mas alto. Además, en

las pruebas de biodegradación, ésta incrementa como función del contenido de

nanohidroxiapatita en los compositos. Finalmente, respecto a la bioactividad, el

estudio revelo que los compositos exhiben ventajas comparados con el poliuretano

puro.

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ABSTRACT

Synthetic hydroxyapatite (Ca10(PO4)6(OH)2) has been the most suitable ceramic

material for hard tissue replacement implants; this is due principally to its good

biocompatibility characteristics. Besides hydroxiapatite powders have been used

as filler material for the design of polymer based composites enhancing the

mechanical and bioactive properties for bone repair or substitute. On the other

hand, the polyurethanes are a class of polymer materials with excellent mechanical

properties and good biocompatibility. In fact it has been widely employed for

numerous biomedical applications.

Based on the above and due that combination of biodegradable polymers and

inorganic bioactive particles represents the best approach in terms of achievable

mechanical and biological performance, the aim of this study was to fabricate a

series of poliuretano/nanohydroxyapatite hybrid composites and to study its

physicochemical properties as a function of HA content.

The nHA was prepared mixing the corresponding quantities of Ca(NO3).4H2O and

(NH4)2HPO4 by a ultrasound-assisted precipitation method. PU and PU/nHA

composites were carried out by a two-step polymerization method using

hexamethylenediisocyanate (HDI), Polycaprolactone (PLC) and Butanediol (BD).

The nHA was added in situ during the polymerization reaction with different nHA

contents (10, 20, 30 and 40 wt%) to the hybrid compositos.

Physicochemical and of bioactivity properties of prepared hybrid composites were

evaluated. Characterization of synthesized materials was carried out by X-ray

diffraction (XRD), infrared spectroscopy (FTIR), and scanning electron microscopy

(SEM), dynamical mechanical analyzer (DMA). Biodegradability and bioactivity

studies were carried out by the specimens immersion in phosphate buffered saline

(PBS) and simulated body fluid (SBF) in vitro respectively. The degradation or

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bioactivity response of different samples was monitoring by gravimetric

measurements, XRD, FTIR and SEM coupled EDS analyses observation, following

standard procedures.

The obtained materials showed different behavior during water absorption tests as

well as thermal stability as a function of filler content. Mechanical tests revealed

that when hydroxyapatite content is higher than 10 wt%, composites becomes

relatively brittle and have Young’s modulus higher. The biodegradation rate

increase as a function of hydroxyapatite content in the composites. Finally, respect

to the bioactivity, the study revealed the fact that composite exhibits advantages

compared with polyurethane.

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JUSTIFICACION

La regeneración de tejido de hueso mediante compositos polímero-cerámico es

una de las áreas dentro de los biomateriales que ha ganado considerable atención

por la comunidad científica en los últimos 10 años. Defectos de hueso de tamaño

crítico debido al trauma o enfermedad son muy difíciles de reparar por medio de

crecimiento natural de tejido. Por lo tanto, existe una necesidad en llenar estos

defectos con un material puente el cual podría también, en combinación con las

células y moléculas adecuadas promover la regeneración de nuevo tejido duro.

Los biomateriales elegidos para el desarrollo de hueso son los que presentan

propiedades bioactivas y estos materiales bioactivos son aquellos que reaccionan

con fluidos fisiológicos y forman enlaces rígidos al hueso mediante la interacción

biológica con la superficie del material.

Los materiales bioactivos destacados son compuestos inorgánicos tal como

bioceramicos, vidrios de silicato, cerámicos-vidriosos, hidroxiapatita (HA) o fosfato

de calcio cristalinos. Como la mayoría de los materiales cerámicos, la mayor

desventaja de los cerámicos bioactivos es su baja resistencia a la fractura por lo

cual estos son frecuentemente usados combinados con biopolimeros ya que ellos

pueden ser fácilmente fabricados formando complejas formas y estructuras, sin

embargo, en general los biopolimeros no presentan bioactividad y muchos de los

materiales utilizados actualmente no son biodegradables y reducen la bioactividad

del material.

Por lo tanto, existe la necesidad de llevar a cabo estudios referentes a materiales

polímero/cerámico (material bioactivo) que cumplan con los requerimientos

mecánicos y de biocompatibilidad necesarios, al mismo tiempo que sean capaces

de sustituir o regenerar hueso vivo y así, en un futuro, llegar a fabricar implantes

óseos que sustituyan perfectamente la función del hueso natural.

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OBJETIVOS

OBJETIVO GENERAL

Desarrollar compositos híbridos poliuretano/nano-hidroxiapatita con diferentes

porcentajes de nanohidroxiapatita (nHA) para su aplicación como biomateriales y

determinar sus características físicoquimicas, estructurales y de bioactividad.

OBJETIVOS ESPECÍFICOS

1. Sintetizar nHA mediante cuatro métodos diferentes de síntesis química.

2. Caracterizar y comparar los polvos de nHA obtenidos mediante los

diferentes métodos de síntesis.

3. Seleccionar del método que proporcione el menor tamaño de partícula de

nHA para la síntesis de los compositos.

4. Sintetizar poliuretano (PU) utilizando un método de polimerización en dos

pasos.

5. Obtener compositos híbridos PU/nHA por incorporación in situ de nHA

durante la polimerización y concentraciones de 0, 10, 20, 30,40% en peso.

6. Determinar el efecto del porcentaje de nHA en las propiedades

fisicoquímicas de los compositos híbridos.

7. Caracterizar in vitro los compositos mediante pruebas de biodegradabilidad

y bioactividad.

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HIPOTESIS

Mediante síntesis química y el método de polimerización en dos pasos es posible

obtener compositos híbridos de poliuretano/ nanohidroxiapatita con una relación y

tamaño de partícula nanometrico que permite mejorar las propiedades

físicasquímicas de los compositos para cubrir diferentes aplicaciones para su uso

en el futuro como biomateriales.

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CAPITULO I

INTRODUCCIÓN

La necesidad de restaurar o sustituir tejido dañado o perdido en diferentes partes

del cuerpo ha sido un reto a lo largo de siglos. Anteriormente cuando un tejido o

un órgano humano se encontraba dañado o enfermo de gravedad se disponía de

muy pocas alternativas y generalmente se recurría a la práctica de amputación de

un miembro o extirpación del tejido u órgano dañado, evitando así la muerte del

paciente, pero la calidad de vida no resultaba muy satisfactoria. Posteriormente,

con el descubrimiento de nuevos materiales, el desarrollo de la tecnología, así

como la utilización de materiales como implantes en el cuerpo humano, la

situación cambio radicalmente pudiendo salvar y mejorar la calidad de vida de los

seres humanos y de los animales.

Una larga lista de materiales se han utilizado como implantes, todos ellos son

englobados dentro de los cuatro grandes grupos: metales, polímeros, cerámicas y

compositos, aunque los materiales candidatos a implante deben cumplir con varios

requisitos entre ellos: ser resistentes a la corrosión en el ambiente fisiológico,

biocompatibles, bioadherentes (crecimiento de hueso en contacto), biofuncionales

(propiedades mecánicas adecuadas) conformables y disponibles [1]. Dadas estas

exigencias, pocos han sido los materiales que cumplen con estas características y

por lo tanto son pocos los utilizados como biomateriales.

El término “biomaterial” esta asociado con materiales que son utilizados en

medicina, cirugía, odontología y medicina veterinaria, ya sea en implantes,

prótesis o dispositivos extracorporales. La definición más aceptada de un

biomaterial es: “cualquier sustancia (diferente a un medicamento) o combinación

1

de sustancias, de origen sintético o natural, el cual puede ser usado por cierto

período de tiempo, como un todo o formando parte de un sistema y sirve para

tratar, mejorar o reemplazar algún tejido, órgano o función del cuerpo” [2]. Los

materiales artificiales que simplemente están en contacto con la piel, tal como

herramientas para audición y extremidades artificiales, no se incluyen en estas

definiciones de biomateriales dado que la piel actúa como una barrera contra el

mundo externo y la característica primordial de la definición de biomaterial es el

reconocimiento de que estos son diferentes a otra clase de materiales.

Los biomateriales metálicos han sido utilizados principalmente en implantes que

están expuestos a esfuerzos mecánicos debido su gran resistencia a la tensión y a

la fatiga. Los polímeros por si mismos son generalmente flexibles y carecen de

resistencia mecánica y rigidez, mientras que los cerámicos son conocidos por ser

muy rígidos y frágiles.

Así, existen varias razones para la combinación de polímeros y cerámicas para

biomateriales. En primer lugar, la combinación de polímeros-cerámicos provee a

los biomateriales compositos de propiedades mecánicas aumentadas debido a la

inherente más alta rigidez y resistencia del cerámico. Segundo, la adición de un

cerámico a los polímeros puede alterar el comportamiento de bioactividad,

biodegradabilidad y biocompatibilidad [1,2].

Debido a que el hueso es un tipo de composito (colágeno/hidroxiapatita), muchas

investigaciones de este tipo de compositos se han enfocado en crear

biomateriales para reparar o regenerar hueso (tejido duro) ya que los materiales

que son actualmente utilizados aun presentan problemas, ya sea de rápida

degradación, liberación de productos tóxicos para el cuerpo humano o porque no

cumplen con las características físicas y mecánicas adecuadas.

La hidroxiapatita sintética (HA) ha sido el fosfato de calcio mas usado en implantes

para el reemplazo de tejido duro debido principalmente a su biocompatibilidad,

2

osteoconductividad y composición mineral similar al hueso natural. Sin embargo,

su uso clínico es limitado debido a su fragilidad y dureza, seleccionando estos

materiales para funciones que no necesiten elevadas propiedades mecánicas. Por

otro lado, el poliuretano (PU) ha sido empleado para numerosas aplicaciones

biomédicas debido a que tiene excelentes propiedades mecánicas, alta resistencia

a la flexión y tiene una excelente biocompatibilidad. Por ello su amplia aplicación

en películas biomédicas, recubrimientos de implantes, catéter, etc.

Por lo anterior, el objetivo de este trabajo es obtener materiales compositos

híbridos poliuretano-nanohidroxiapatita con propiedades adecuadas para sustituir

o reparar hueso, sintetizando los materiales con la aplicación de las metodologías

adecuadas de síntesis química y mezclando “in situ” (durante la síntesis del

poliuretano) los polvos de nHA.

3

CAPITULO II

CONSIDERACIONES TEÓRICAS 2.1 BIOMATERIALES La intervención al cuerpo humano, conocida como cirugía, así como el uso de

biomateriales para este fin, se ha practicado desde la antigüedad en civilizaciones de

América, India, Medio Oriente, Grecia y Roma quienes llegaron a desarrollar sofisticados

implantes con fines de distinción social y la llevaban a cabo combinaban magia, religión y

medicina. Los arqueólogos encuentran a menudo evidencias de craneotomías,

amputaciones, tratamientos de fracturas de huesos, operaciones cesáreas, etc., pero a

pesar de ello, la ciencia de los biomateriales no se desarrolló rigurosamente sino hasta

principios del siglo XX [1].

Los primeros implantes exitosos fueron en el sistema óseo a principios del año 1900, con

la introducción de placas de hueso para ayudar en la fijación en las fracturas de huesos

largos, aunque muchas de estas primeras placas fracturaban como resultado un diseño

mecánico poco sofisticado; estos eran muy delgados y tenían bordes que provocaban

estrés en el material. Así, comenzó a utilizarse el acero, el cual era elegido por sus

buenas propiedades mecánicas pero se corroía rápidamente dentro del cuerpo causando

efectos adversos al proceso curativo. Posteriormente se introdujeron aceros menos

fuertes y aleaciones de cromo-cobalto en los años 1930s, el más grande éxito fue

conseguido en fijación de fracturas con la primera articulación reemplazada en cirugía.

En lo que respecta a polímeros, fue encontrado que los pilotos de aviones de guerra en la

2ª guerra mundial quienes habían sido heridos con fragmentos de plástico de avión

(polimetil metacrilato) no sufrían reacciones adversas crónicas con la presencia de esos

fragmentos en el cuerpo por lo que el polimetil metacrilato (PMMA) comenzó a ser

ampliamente usado [2]. La tabla II.1 muestra una lista de notables investigaciones

relacionados a implantes desde sus inicios.

4

Tabla II.1. Primeras investigaciones notables relacionadas a implantes.

Año Investigador Desarrollo

Después 18-19 siglo

Varios dispositivos metálicos para fracturas de

hueso; alambres y alfileres de Fe, Au, Ag y Pt

1860-1870 J. Lister Técnicas quirúrgicas asépticas

1886 H. Hansmann Placas para fractura de hueso de acero

chapeado con Ni

1893-1912 W.A. Lane Tornillos de acero y placas

1912 W.D. Sherman Placas de acero de vanadio, primer desarrollo

para uso medico; mínima concentración de

estrés y corrosión

1924 A.A. Zierold Introducción de recubrimientos (aleación

CoCrMo)

1926 E.W.Hey-Groves Uso de tornillo torneado para fractura femoral

de cuello

1931 M.N. Smith-Petersen Primera fijación de fractura de cuello,

dispositivo hecho de acero reforzado

1938 P. Wiles Primer reemplazo total de prótesis de cadera

1939 J.C. Burch,H.M. Carney Introducción de tantalio (Ta) como biomaterial

1946 J. and R. Judet Primeros plásticos (PMMA) usados en

reemplazo de articulaciones

1940s M.J. Dorzee Primer uso de acrílicos (PMMA) para

reemplazo de cornea

1947 J. Cotton Introducción del Ti y sus aleaciones

1952 A.B. Voorhess, A.

Jaretzta

Éxito en el primer reemplazo de arterias hecho

de tela.

1958 S. Furman,G. Robinson Primera simulación directa de corazón

1958 J. Charnley Uso de cemento acrílico para hueso en

reemplazo total de cadera por el Dr. D. Smith

1960 A.Starr, M.L. Edwards Primera válvula comercial de corazón

1970s W.J. Kolff Reemplazo total de corazón

5

De esta manera, hoy en día la rápida y continua expansión de las prácticas medicinales

ha llevado a que existan una gran cantidad de dispositivos médicos y productos de

diagnóstico en el mercado y los avances en biomateriales se han ido produciéndo

paralelamente a los de la ciencia e ingeniería de materiales.

Indudablemente, el mayor impacto de los biomateriales ha sido en la medicina

contemporánea y en el cuidado del paciente, en ambos casos, salvando o mejorando la

calidad de vida de seres humanos y los animales.

A lo largo de los años se han propuesto varias definiciones del termino biomaterial. Un

biomaterial puede ser definido simplemente como un material sintético usado para

reemplazar parte de un sistema vivo o para una función en íntimo contacto con el tejido

vivo. Black en 1992 definió los biomateriales como “un material no fácilmente usado en un

dispositivo medico, intentando interactuar con sistemas biológicos. Otras definiciones

incluyen: “materiales sintéticos o de origen natural en contacto con tejido, sangre, y fluidos

biológicos en el uso de diagnostico, terapéutico, y variadas aplicaciones sin afectación

adversa en el organismo vivo y sus componentes” (Bruck, 1980) y “cualquier sustancia

(diferente a medicamento) o combinación de sustancias, de origen sintético o natural, el

cual puede ser usado en un periodo de tiempo, como un todo o como parte de un sistema

al que trata, aumenta o remplaza algún tejido, órgano, o función del cuerpo” (Williams,

1987). De acuerdo a las definiciones, los materiales artificiales que simplemente están en

contacto con la piel, tal como herramientas para audición y extremidades artificiales, no se

incluyen en estas definiciones de biomateriales dado que la piel actúa como una barrera

contra el mundo externo [2].

La característica primordial de todas las definiciones que han sido propuestas para

biomaterial es el reconocimiento de que son diferentes a otra clase de materiales ya que

además deben considerar un aspecto muy importante como es la biocompatibilidad.

La biocompatibilidad es la propiedad trascendental en la interacción biomaterial–cuerpo

humano, o sea, la ausencia de una reacción fisicoquímica nociva del biomaterial

implantado con los tejidos y los fluidos biológicos corporales, también llamados soluciones

fisiológicas. Las características de la superficie del implante: rugosidad, grado de pulido,

porosidad, potencial eléctrico, humectación y comportamiento hidrofóbico o hidrófilo, son

6

factores decisivos que afectan su biocompatibilidad y determinarán la interacción del

implante con las bacterias y su capacidad de colonizar su superficie, puesto que éste es el

primer contacto con el cuerpo humano que va a determinar el proceso de asimilación o

rechazo del implante, así como la velocidad del proceso curativo y, finalmente, la falla o

éxito de la implantación. La falta de biocompatibilidad induce a una reacción negativa

entre el implante y su entorno biológico creando, en forma progresiva, irritación,

inflamación o infección, a tal grado crítico que se debe remover el implante para evitar la

destrucción de los tejidos o perjudicar la función de los órganos cercanos con graves

consecuencias en la salud del paciente.

Sin embargo, a veces es necesaria la interacción entre el implante y el tejido aledaño, por

ejemplo, cuando diminutas arterias o extremos de músculos penetran en los poros de un

recubrimiento bioactivo de hidroxiapatita sobre implantes ortopédicos de titanio; con este

contacto se establece un anclaje mecánico que evita el uso de una unión mecánica con

clavos, tornillos, cemento cerámico o plástico.

Así, los materiales sintéticos utilizados frecuentemente en aplicaciones biomédicas

incluyen los cuatro materiales de ingeniería convencionales: metálicos, plásticos,

cerámicos y compuestos; según el uso, ubicación, función; órgano o tejido duro o blando

a reemplazar o reparar y siempre que cumplan con el requerimiento de biocompatibilidad.

2.1.1 Biomateriales metálicos o biometales. Los metales son usados en biomateriales debido a sus excelentes propiedades de

conductividad térmica, eléctricas y mecánicas, pero el uso de éstos se ha limitado casi

exclusivamente a implantes que se encuentran sometidos a esfuerzos mecánicos

(reemplazo de tejido duro), tales como prótesis de cadera, rodilla y en dispositivos de

fijación en fracturas como placas, tornillos y clavos.

La mayoría de los metales tal como hierro (Fe), cromo (Cr), cobalto (Co), níquel (Ni),

titanio (Ti), tantalio (Ta), niobio (Nb), molibdeno (Mo) y Tungsteno (W) que fueron usados

para hacer aleaciones para manufacturación de implantes pueden ser solo tolerados por

el cuerpo en cantidades diminutas. Algunas veces estos elementos metálicos, en forma

natural, son esenciales en la función de células rojas de la sangre (Fe) o síntesis de

vitamina B12 (Co) pero no pueden ser toleradas en grandes cantidades en el cuerpo [2].

7

La primera aleación metálica desarrollada específicamente para uso humano fue la acero

al vanadio (0.5 % W de vanadio, la adición del vanadio le da mayor resistencia a la

tensión, dureza y estabilidad) la cual fue usada para manufacturar placas para fractura de

hueso y tornillos.

Las principales consideraciones para la selección de metales y aleaciones para

aplicaciones biomédicas son la biocompatibilidad, resistencia a la corrosión, propiedades

mecánicas apropiadas, y costos razonables.

La biocompatibilidad de los implantes metálicos es de considerable atención debido a que

estos implantes pueden corroerse en un ambiente in vivo (medio fisiológico). Las

consecuencias de la corrosión son la desintegración del implante por si solo, el cual

debilitara al implante y dará efectos perjudiciales de los iones liberados como productos

de corrosión sobre los órganos y tejidos de los alrededores.

Con algunas excepciones, la gran resistencia a la tensión y a la fatiga de los metales

comparada con cerámicos y polímeros les proporciona una gran ventaja en aplicaciones

en las que se requiere soportar cargas. Sin embargo, una desventaja de los metales es

que su módulo elástico es de por lo menos unas siete veces mayor que el del hueso. Esta

gran diferencia en la rigidez de ambos materiales causa el llamado fenómeno de “stress

shielding” el cual consiste en la reabsorción de hueso (pérdida de hueso) en las cercanías

del implante [3]. Este problema surge debido a la distribución preferencial de la carga

mecánica sobre el material metálico evitando la estimulación mecánica del hueso, la cual

es necesaria para mantener la homeostasis.

El la actualidad, básicamente el grupo de los biometales utilizados incluye solamente tres:

acero inoxidable 316L, titanio y sus aleaciones y aleaciones de cobalto-cromo-molibdeno

[4].

2.1.2 Biomateriales poliméricos o biopolímeros Los polímeros son los materiales más utilizados en medicina. Sus aplicaciones incluyen

dispositivos cardiovasculares, reemplazo o aumento de tejido blando, sistemas de

liberación controlada de medicamentos y como material de soporte en ingeniería de

8

tejidos. Otros ejemplos específicos de su uso en medicina son: injertos vasculares,

válvulas cardiacas, corazones artificiales, implantes de silicón, lentes de contacto,

componentes en oxigenadores, dializadores, recubrimientos en tabletas y cápsulas,

suturas, adhesivos, sustitutos de sangre, etc.

Un aspecto que se debe tomar en cuenta para el uso de polímeros es la degradación que

implica la alteración de su estructura macromolecular o incluso de sus enlaces

interatómicos covalentes entre cadenas. Sin embargo, esto no sucede fácilmente en el

medio fisiológico. Otro aspecto a tomar en cuenta en el uso de polímeros es que pueden

contener aditivos, trazas de catalizador, inhibidores u otros químicos necesarios para su

síntesis y que, frecuentemente, no son especificados. Estas sustancias pueden ser

liberadas como productos de reacción en el medio fisiológico y (en forma similar a la

corrosión en metales) provocar reacciones adversas locales o sistémicas causando

complicaciones clínicas.

Al igual que en los metales, las propiedades mecánicas de los polímeros son un punto

importante a considerar y dependen de varios factores como su composición, el arreglo

de sus cadenas y su peso molecular.

En comparación con metales y cerámicos, los polímeros poseen baja resistencia y módulo

de Young, pero pueden ser deformados extensamente antes de fallar. Por lo que,

generalmente, no son usados en aplicaciones que requieran soportar carga mecánica. El

polietileno de ultra alto peso molecular es una excepción el cual se utilizada en prótesis de

cadera y rodilla. A pesar de esto, las propiedades mecánicas de los polímeros son

suficientes para numerosas aplicaciones [2].

2.1.3 Biomateriales cerámicos o biocerámicos Los cerámicos han presentado un gran potencial para su aplicación en biomateriales y

esta radica en su biocompatibilidad con el medio fisiológico ya que están constituidos por

iones comúnmente encontrados en el cuerpo humano (calcio, potasio, magnesio, sodio,

etc). Sin embargo, los cerámicos han tenido aplicaciones limitadas como biomateriales en

comparación con los metales y polímeros debido a su fragilidad. Sus principales

aplicaciones se encuentran en componentes de prótesis de cadera y de válvulas

9

cardiacas, implantes dentales, en implantes auriculares y como recubrimiento sobre

materiales metálicos.

Los materiales cerámicos se clasifican de acuerdo con la respuesta con el tejido que

presentan cuando son implantados en bioinertes o casi inertes, porosos, bioactivos y

reabsorbibles [5].

a) Bioinertes o casi inertes. Son materiales densos con porosidad nula. Su unión con el

tejido es morfológica y se lleva acabo de tres maneras: por crecimiento del tejido en las

irregularidades superficiales del implante, por unión a través de un material (cementos

acrílicos) o por acoplamiento del implante mediante presión. Entre este tipo de materiales

se encuentran los fosfatos de calcio y en especial la hidroxiapatita (Ca10(PO4)6(OH)2).

b) Porosos. Los poros del material son de un tamaño suficiente para que la unión con el

tejido sea biológica, es decir, las células pueden “penetrar” en el material resultando en

crecimiento de tejido a través de los poros del implante. Es posible fabricar materiales

porosos de HA.

c) Bioactivos. La fijación con el tejido es de tipo químico o bioactivo. La unión es a través

de reacciones químicas en la interface tejido-implante, lo cual resulta en crecimiento de

tejido hacia el implante. A este grupo de materiales pertenecen los llamados biovidrios y

las vitrocerámicas bioactivas. La HA densa también se encuentra dentro de esta

clasificación y será tratada en forma detallada posteriormente.

d) Reabsorbibles. El material es degradado y reemplazado lentamente por el tejido. A este

grupo pertenece la familia de materiales de los fosfatos de calcio así como también el

sulfato cálcico.

La degradación de los materiales cerámicos en el medio fisiológico depende del tipo de

cerámico. Aunque no se presenta la corrosión en cerámicos, éstos son susceptibles a otro

tipo de degradación, por ejemplo, los cerámicos bioactivos y los biovidrios son

degradados en el cuerpo dependiendo de su composición (en el caso de los biovidrios

existe una gran variedad de composiciones utilizadas) y del historial de procesamiento del

material (porosos o densos). Los fosfatos de calcio tienen una velocidad de disolución

10

totalmente dependiente de la composición, siendo la HA cristalina la que presenta el valor

más bajo, y por lo tanto, es estable en el medio fisiológico [6]. La mayor limitación en el

uso de biocerámicos como implantes es su fragilidad y baja resistencia a la tensión. A

pesar de tener gran resistencia a la tensión tienden a fallar a bajos niveles de esfuerzo

cuando se someten a flexión o a tensión.

2.1.4 Biomateriales compositos o biocompositos El termino “composito” es usualmente reservada para esos materiales en los cuales las

distintas fases son separadas a una escala mas grande que la atómica y en el cual sus

propiedades son significativamente alterados en comparación con aquellos de un material

homogéneo.

Los materiales compositos son una adición relativamente reciente para la clase de

materiales usada en aplicaciones estructurales. En el campo de los biomateriales, el

ingreso de los compositos ha sido aun mas reciente y en vista de su potencial para alto

rendimiento, estos materiales parecen ir incrementando su uso como biomateriales.

En biomateriales, es importante que cada constituyente del composito sea biocompatible.

Algunas aplicaciones de los compositos como biomateriales son: compositos de relleno

dental, cemento de hueso reforzando (metil metacrilato y polietileno de ultra alto peso

molecular) e implantes ortopédicos con superficies porosas [2].

Los compositos biodegradables para aplicaciones como biomateriales la mayoría exhiben

propiedades especificas tal como alta resistencia inicial y un modulo elástico inicial

parecido al modulo elástico del hueso. Además, el objetivo de ellos debe ser tener fuerza

controlada y mantener el modulo in vivo para que ellos puedan proveer el sorporte

necesario para la contener las células e incitar su proliferación.

Como ya se mencionó, los materiales conteniendo diferentes tipos de materiales son

convencionalmente llamados “compositos” pero recientemente, la palabra “hibrido” a sido

también usada en ciencia de materiales e ingeniería para expresar materiales que han

sido mezclados con materiales diferentes. En muchos casos, aun cuando la palabra

“híbrido” era usada, el término no era bien definido y la diferencia entre materiales

11

híbridos y compositos no había sido clarificada hasta la definición dada por Makoto Nanko

en el 2009.

2.1.4.1 Compositos híbridos: definición y categorías Yamada y colaboradores en 1989 definió los materiales híbridos como mezclas de dos o

más materiales con nuevas propiedades creadas por nuevos orbitales electrónicos

formados entre cada material, tal como enlace covalente entre polímero y el silanol

(H4OSi) y molecular en híbridos inorgánico/orgánico.

Makisima en 2004, clasifico las sustancias dentro de tres tipos de materiales por su modo

de enlace químico, en metales, polímeros, y cerámicos. El también definió materiales

híbridos como mezclas de dos o más materiales con enlaces nuevos recién formados. Su

caracterización de materiales híbridos y sus materiales relacionados fueron propuestos

como sigue:

1. Compositos: mezcla de materiales consistentes de matriz y dispersión a nivel micro.

2. Nanocompositos: mezcla a nivel submicrométrico de materiales similares.

3. Híbridos: mezcla a nivel submicrométrico de materiales diferentes.

4. Nanohíbridos: mezcla a nivel atómico o molecular de materiales diferentes con enlace

químico entre sus diferentes materiales.

Makisima explicó que la diferencia entre híbridos y nanohíbridos no era muy obvia y que

los nanocompositos incluyen híbridos y nanohíbridos en muchos casos.

Gómez-Romero y Sánchez 2004, definieron a los materiales híbridos como materiales

híbridos orgánico-inorgánico o inorgánico-biomateriales. Ellos también mencionaron que

la escala característica de los materiales híbridos era menos de 100 nm. Ellos no proveen

una estricta definición de materiales híbridos y no mencionan la formación de nuevos

orbitales electrónicos o enlaces químicos.

12

En la clasificación de Makisima y la definición de Gómez-Romero y Sánchez, enfocaron

su definición de las mezclas de materiales desde el punto de vista de escala característica

y el tipo de materiales. Sus definiciones de “materiales híbridos” requieren mezcla a nivel

atómico o nanométrico de los materiales.

Por otro lado, Ashby y Bréchet en 2003, definieron materiales híbridos como “una

combinación de dos o más materiales en una predeterminada geometría y escala,

sirviendo a una propuesta ingenieril especifica”. Hagiwara y Suzuki en el 2000,

describieron los materiales híbridos como una combinación intencional de dos o más

materiales, complementando uno con otro para tener superfunciones o nuevas funciones

que no poseen los materiales que los componen. De acuerdo a sus criterios, la diferencia

entre materiales híbridos y compositos difiere en sus funciones y/o en sus propiedades.

Es decir, los materiales híbridos deben tener funciones o propiedades superiores

comparadas a los compositos tradicionales [7].

2.1.4.2 Material composito híbrido Un material composito híbrido es una combinación de “híbrido y “composito” [7]. Este

material es simplemente una hibridación de materiales compositos, por ejemplo,

compositos reforzados con dos o más tipos de fibras o un material composito laminar

consistente de metales reforzados con fibras y metales delgados de aluminio. El

significado de “híbrido” en materiales compositos híbridos es la hibridación en estructura

microscópica.

Los materiales híbridos descritos en esta parte son compositos con una hibridación de

mezclas macroscópicas. Propiedades de estos materiales pueden ser entendidos de la

combinación de las propiedades de los materiales componentes, por ejemplo, la regla de

mezclas. Estos materiales pueden ser nombrados “materiales estructuralmente

hibridados” porque la hibridación de la estructura macroscópica es la propuesta de la

combinación o mezcla de materiales.

Nanocompositos, compositos con una escala característica menor que un micrómetro,

tienen propiedades excelentes comparadas a compositos macroscópicos. Los efectos de

su fina microestructura o frontera de grano son responsables de las excelentes

propiedades de nanocompositos. Los nanocompositos son una mezcla a escala

13

nanométrica. Por esta razón, los nanocompositos son un tipo de materiales

estructuralmente hibridados.

2.1.4.3 Híbridos Inorgánico/orgánico Los híbridos inorgánico/orgánico han recibido gran atención en diferentes campos, y han

sido un tema común en ciencia de materiales e ingeniería. Suyama en 2004, propuso tres

tipos de híbridos inorgánico/orgánico, categorizando estos en base a diferencias

estructurales en la hibridación. El primer ejemplo de híbridos inorgánico/órganico es un

silicato orgánico modificado fabricado por procesamiento sol-gel. Los silicatos orgánicos

modificados (figura 2.1a), tienen excelentes propiedades mecánicas debido a fuertes

enlaces covalentes entre la silica y las moléculas orgánicas mezcladas a escala

molecular. Los materiales híbridos fabricados de esta manera no solo incluyen clúster de

silica dispersada dentro de materiales poliméricos, si no también son caracterizados por

un particular enlace químico entre la silica y las moléculas orgánicas, en contraste con los

compositos tradicionales. Hoy en día, hay muchos tipos de híbridos inorgánico/orgánico.

Un hibrido polímero/arcilla es un ejemplo de estos materiales tal como se observa en la

figura 2.1b. Enlaces químicamente fuertes entre silicatos monocapa y moléculas

poliméricas ofrecen mejores propiedades mecánicas y más baja permeabilidad de gas

comparados con materiales unicamente poliméricos [7].

Figura 2.1. Morfología en híbridos orgánico/inorgánico.

En la figura 2.2, se representa la diferencia estructural entre materiales híbridos y

nanocompositos consistentes de materiales poliméricos y arcillas.

Los compositos híbridos no solo son una simple combinación de materiales orgánicos e

inorgánicos. Ellos son una nueva categoría de materiales que poseen enlaces químicos

14

particulares entre los materiales inorgánicos y orgánicos, los cuales son diferentes al

enlace químico característico. En los híbridos orgánico/inorgánico, el enlace químico

particular entre especies orgánica e inorgánica produce excelentes propiedades en la

escala macroscópica.

Figura 2.2. Diferencias entre a) nanocompositos orgánico/inorgánico y b) nanocompositos

orgánico/inorgánico: ejemplo de un sistema Nylon/arcilla.

El desarrollo de enlace químico particular entre moléculas orgánicas e inorgánicas es

análogo a la formación de orbitales híbridos entre diferentes tipos de moléculas o átomos.

Yamada et al. en 1989 también propuso materiales “híbrido” para explicar el concepto de

materiales orgánico/inorgánico.

2.1.4.4 Nueva clasificación de materiales híbridos

Hay tres categorías de hibridación de materiales, esto es, materiales híbridos. Makisima

Nanko [7] propuso la siguiente categorización para materiales híbridos:

1. Materiales estructuralmente hibridados (compositos)

2. Materiales hibridados en enlace químico, y

3. Materiales funcionalmente hibridados.

La figura 2.3 presenta la relación entre las tres diferentes categorías de híbridos aunque

muchas veces es difícil asignar el tipo claramente. Por ejemplo, hay híbridos que tienen

características de ambos materiales hibridados en enlace químico y en materiales

funcionalmente hibridados; los cerámicos sinérgicos son típicamente una mezcla de

diferentes conceptos de hibridación.

15

Figura 2.3. Relación entre materiales estructuralmente hibridados, materiales hibridados

en enlace químico y materiales funcionalmente hibridados.

El más importante aspecto de la categorización propuesta de materiales híbridos es que

cada categoría de híbridos puede ser diseñada como base para un diferente concepto de

hibridación.

2.2 HIDROXIAPATITA COMO BIOMATERIAL La HA es el material cerámico más apropiado para la sustitución artificial de dientes y

hueso, debido a su excelente biocompatibilidad, ya que es química y estructuralmente

similar a la fase mineral del tejido duro y forma una unión directa con el tejido cuando es

implantado (material bioactivo). Desafortunadamente, sus propiedades mecánicas son

bajas, por ejemplo, su tenacidad a la fractura (KIC) no excede el valor de 1.0 MPa.m-1

cuando la del hueso es de entre 2 y 12 MPa.m-1. Por lo anterior, los cerámicos de

hidroxiapatita no pueden ser usados en implantes que requieran soportar cargas

mecánicas como en dientes y huesos artificiales. Sus aplicaciones médicas están

limitadas a implantes sin carga mecánica, polvos, recubrimientos o implantes porosos con

cargas ligeras [8].

2.2.1 Estructura de la hidroxiapatita Las HAs mantienen su estructura dentro de una amplia gama de composiciones no

estequiométricas que tienen estructuras similares pero diferente composición: pueden ser

deficientes en calcio o hidroxilo y pueden tener iones extraños substituyendo parcialmente

el calcio, el fosfato o el hidroxilo en su retículo cristalino. Además, los átomos que

componen la red cristalina de la hidroxiapatita pueden estar dispuestos de forma

16

imperfecta, es decir, la hidroxiapatita puede presentar cristalinidad variable. Cuando se

encuentra en forma de partículas o granulado, la superficie de los cristales de

hidroxiapatita contribuye de forma significativa a determinar las propiedades, entre ellas

las biológicas, del material. Siendo así, el término "hidroxiapatita" comprende en realidad

una clase de compuestos con gran variabilidad en sus propiedades fisicoquímicas y

morfológicas.

Específicamente, la hidroxiapatita es un compuesto de composición definida,

Ca10(PO4)6(OH)2 y estructura cristalográfica particular. La estructura de la hidroxiapatita es

hexagonal compacta (HCP) con un grupo espacial P63/m. En la figura 2.10 se muestra la

celda unitaria hexagonal, la cual representa la estructura general de la HA.

Figura 2.4. Arreglo atómico de la celda hexagonal de la hidroxiapatita [2].

Los componentes de la HA (Ca2+, PO42- y OH-) pueden ser fácilmente sustituidos en la

estructura por una gran cantidad de iones dando como resultado cambios en sus

propiedades como: parámetros de red, morfología, solubilidad, pero sin afectar

significativamente la simetría hexagonal. Por ejemplo, ion carbonato CO32- puede sustituir

a los grupos hidroxilo OH- o a los de fosfato PO42-; designadas como sustitución tipo A o

tipo B, respectivamente. Un efecto de la sustitución de iones CO32- en la estructura de las

17

HAs es sobre la solubilidad del material haciéndolo más soluble que las HAs sin sustituir

[6].

A diferencia, el término apatitas biológicas hace referencia a las fases minerales de los

tejidos calcificados (esmalte, dentina y hueso) pero generalmente se identifican de la

misma manera como hidroxiapatita [9]. Sin embargo, difieren en estequiometria,

composición y cristalinidad y en otras propiedades físicas y mecánicas con la

hidroxiapatita pura sintética. Generalmente, las apatitas biológicas son deficientes en

calcio y siempre están sustituidas por carbonato. Por estos motivos, es más apropiado

llamarlas como apatitas carbonatadas y no como hidroxiapatita.

2.2.2 Preparación y procesamiento de HA La hidroxiapatita puede obtenerse a partir de huesos humanos o de otra especie animal;

por transformación de materiales naturales como los esqueletos minerales de los corales

y equinodermos; o puede ser sintetizada artificialmente. Dependiendo del origen y del

método de síntesis, resultarán materiales con gran variabilidad físicoquímica y

morfológica. Siendo así, pueden obtenerse distintas HAs para satisfacer los requisitos de

aplicaciones clínicas específicas.

La HA pura se puede obtener mediante reacciones en sistemas acuosos o por reacciones

en estado sólido. Sin embargo, cuando es preparada a través de sistemas acuosos de

precipitación o métodos de hidrólisis es importante manejar las cantidades adecuadas de

precursores para lograr una hidroxiapatita totalmente estequiométrica (relación molar

Ca/P = 1.67) debido a que, en ocasiones, se obtiene una HA deficiente en calcio. El uso

de métodos acuosos en condiciones alcalinas provoca que el precipitado contenga

carbonato, lo cual también afecta la relación molar Ca/P [9].

2.2.2.1 Precipitación Un método de precipitación fue establecido por Rathje [10], el cual consiste en la adición

por goteo de ácido fosfórico (H3PO4) a una suspensión de hidróxido de calcio Ca(OH)2

manteniendo el sistema en agitación continua. Este método puede ser modificado por la

adición de hidróxido de amonio (NH4OH) para mantener el pH de la reacción alcalino y

asegurar la formación de HA.

18

Otro método es el propuesto por Hayek y Newesely [11] que consiste en la reacción entre

nitrato de calcio Ca (NO3)2 y fosfato ácido de amonio (NH4)2HPO4 agregando NH4OH y se

lleva a cabo en régimen semi-continuo. La formación de HA a través de este método es

sensible al tipo y concentración de cada precursor, del tiempo de envejecimiento, la

temperatura y al pH (entre 8 y 9) de la reacción obteniendo una variación importante en la

relación molar Ca/P y en la cristalinidad de la hidroxiapatita obtenida. La temperatura de

precipitación varia en un rango desde temperatura ambiente hasta 100ºC. Tiempos de

envejecimiento prolongados (~24 h o mas) generalmente favorecen relaciones Ca/P

próximas a la estequiométrica para la hidroxiapatita (1,67) y altas cristalinidades, mientras

procesos rápidos, por ejemplo promovidos por el uso de reaccionantes concentrados,

conducen a valores de Ca/P próximos al del ACP (1,48) y bajas cristalinidades. La

cristalinidad de los materiales obtenidos por precipitación es típicamente inferior a la de

materiales obtenidos por vía hidrotérmica o térmica.

En la HA producida por precipitación el CO2 presente en el aire atmosférico es absorbido

por las soluciones acuosas alcalinas en forma de ion CO32- y acaba incorporándose a la

HA, bien en substitución de los iones PO43- o de los iones OH- del retículo de HA. Esta

incorporación se minimiza, pero no se evita totalmente, burbujeando nitrógeno gaseoso

durante la reacción de síntesis.

2.2.2.2 Estado sólido Este método se lleva a cabo mezclando los precursores de calcio y fósforo procurando

que la relación molar Ca/P sea de 1.67. Variaciones en esta relación conducen a la

formación de otras fases diferentes a la hidroxiapatita como fosfato tricálcico alfa o beta

(α-TCP o β-TCP) o bien fosfato tetracálcico (TTCP) dependiendo de la temperatura de

preparación. En general, el proceso consiste en una molienda de los sólidos y la

sinterización a temperaturas por encima de los 950ºC [1,2,6,12]. La HA obtenida por esta

ruta se caracteriza por su alta cristalinidad, estequiometria bien definida y baja solubilidad.

También pueden obtenerse HAs sustituidas utilizando los precursores adecuados.

2.2.2.3 Cristalización hidrotérmica El método de síntesis hidrotérmica consiste en promover la formación de hidroxiapatita a

partir de soluciones acuosas a temperaturas elevadas, en el rango de 140 a 500 °C. Para

alcanzar tales temperaturas sin permitir la evaporación del solvente, la presión también es

19

elevada. Generalmente el proceso se lleva a cabo en lotes empleando autoclaves. De

este modo, la presión resultante es simplemente la presión de vapor del solvente a la

temperatura deseada. Como materiales de partida se han usado Ca(NO3)2, Ca(OH)2,

NH4H2PO4, H3PO4, o los fosfatos de calcio CaHPO4.2H2O, CaHPO4, β-Ca3(PO4)2,

Ca2P2O7, así como la propia HA. El pH inicial se ajusta con NH3 gaseoso, NH4OH o

NaOH.

La vía hidrotérmica se presta para la obtención de hidroxiapatita pura, estequiométrica y

con pocos defectos en la red cristalina, en forma de cristales micrométricos de hábito

prismático con caras bien desarrolladas [13].

Dependiendo de las condiciones de síntesis y de las materias primas utilizadas, pueden

obtenerse HAs menos perfectas, con grados de cristalinidad controlables por la

temperatura y el tiempo de cristalización. Quizá la variante más conocida del método

hidrotérmico es aquélla que emplea como precursor una estructura natural con

macroporosidad interconectada similar a la del hueso esponjoso humano.

2.2.2.4 Sol-gel El proceso sol-gel ha atraído mucho la atención recientemente debido a que es bien

conocido sus ventajas inherentes de la técnica y que puede generar vidrios, cerámico-

vidrio y polvos cerámicos. Estas ventajas incluyen mezcla molecular homogénea,

temperatura comparativamente baja, alta pureza del producto y la habilidad para generar

partículas nanometricas y películas delgadas. Sin embargo, la hidroxiapatita derivada de

un proceso sol-gel, debido a su pobre cristalinidad y la presencia de iones carbonato en la

red cristalina, ha presentado muy alta bioactividad en comparación a otras provenientes

de otros procesos. Sin embargo, reportes de este tipo de HA han presentado que está

siempre acompañada por una fase secundaria de oxido de calcio (CaO) y éste es

perjudicial para la biocompatibilidad de la HA. Los intentos para resolver este problema

aun son de interés en las actuales investigaciones [14].

2.2.3. Propiedades mecánicas de hidroxiapatita densa En general, las propiedades mecánicas de la HA densa dependen fuertemente de los

polvos precursores y de las condiciones y métodos de procesamiento. Una generalidad

observada en varias propiedades físicas y mecánicas de la HA densa (densidad,

20

resistencia a la compresión o a la flexión, etc.) es que disminuyen conforme incrementa la

porosidad del material y aumentan a medida que se utilizan mayores temperaturas de

sinterización durante el procesamiento. Sin embargo, el procesamiento a mayores

temperaturas puede conducir a la descomposición de la HA a fosfatos de calcio o, a un

crecimiento de grano exagerado con la consecuente degradación de las propiedades

mecánicas. En la tabla II.2, se presentan algunas de las propiedades mecánicas de la HA

densa y del hueso cortical humano más importantes [8,9].

Tabla II.2. Propiedades mecánicas de HA y hueso cortical.

Propiedad HA densa Hueso cortical

Modulo de Young (GPa) 40 - 110 17 - 20

Dureza (HV) 100 - 169 160

Resistencia a la compresión (MPa) 100 - 200 170 - 190

Tenacidad a la fractura, KIC (MPa.√m) 1 2 - 12

Las variaciones en los datos se deben a la naturaleza misma en las mediciones de

resistencia (técnica empleada para la medición), además de que son influenciadas por la

porosidad remanente, tamaño de grano, impurezas, etc., que a su vez, dependen de los

polvos precursores y el procesamiento del material. En el caso del hueso, las variaciones

se deben a la composición y al tipo de hueso. De la tabla anterior, es posible encontrar

valores similares en algunas propiedades, lo que hace pensar que el material fácilmente

podría reemplazar al hueso. Sin embargo, la resistencia a la flexión y la tenacidad a la

fractura de la hidroxiapatita densa es menor en ambientes “húmedos”. Esta característica

convierte a la hidroxiapatita en un cerámico inapropiado para implantes con

requerimientos de soportar cargas mecánicas a pesar de su excelente biocompatibilidad y

gran osteoconductividad [1,2,8].

2.2.4 Propiedades superficiales Las características superficiales de la HA dependen de su composición y el pH de la

solución en la que esté expuesta. Así, en un ambiente ácido causará disolución parcial de

la superficie, enriqueciendo la población de iones Ca2+, H2PO4-, HPO4

2-, PO43-, H+, OH-,

CaH2PO4+

y CaOH+1

en una capa hidratada.

21

Estas modificaciones sobre la superficie de los cerámicos de HA son las que le

proporcionan su bioactividad al material formando una unión directa con el tejido a través

de una capa de apatita-carbonatada en la interface del implante-tejido. Este fenómeno es

conocido como un proceso de disolución–precipitación. La disolución parcial de iones

tales como Ca2+, HPO42-, PO4

3-, provocada por el medio fisiológico y la actividad celular,

incrementan la concentración de estos iones en las zonas cercanas al implante respecto a

la cantidad natural. En condiciones ácidas es posible que se formen fases como el fosfato

dicálcico (CaHPO4.2H2O, DCPD), fosfato octacálcico [Ca8H2(PO4)6.5H2O), OCP] o, en

condiciones ya sean ácidas o básicas, fosfato tricálcico beta sustituido por magnesio

[(Ca,Mg)3(PO4)2, β-TCP). Estas fases pueden ser hidrolizadas en presencia de iones

CO32- en el fluido biológico a una apatita carbonatada [2,5,6,15]. Adicionalmente, la apatita

carbonatada se puede formar directamente en pH fisiológico por precipitación de los iones

liberados debido a la disolución de HA y de los iones contenidos en el fluido fisiológico

(CO32-

y Mg2+) como se aprecia en la figura 2.11 [6].

Figura 2.5. Representación esquemática del proceso de disolución-precipitación en

implantes de HA densa.

2.2.5 Avances en el reforzamiento de HA La experiencia en la preparación de los polvos de HA y su procesamiento han permitido

fabricar cerámicos densos con microestructura y composición bien controladas. Sin

embargo, a pesar de estos avances las aplicaciones de HA han sido limitadas debido a su

baja confiabilidad mecánica.

22

Por lo anterior, en años recientes, se han utilizado una gran cantidad de materiales de

refuerzo incluyendo partículas, whiskers, fibras, metales dispersados, y nanopartículas en

cerámicos de HA con el fin de mejorar su confiabilidad [16]. Pero la introducción de

materiales extraños en la matriz de HA puede conducir a una reducción en la

biocompatibilidad y promover su descomposición en fosfatos de calcio (TCP). La

presencia de TCP en la HA incrementa su biodegradabilidad y la susceptibilidad al

crecimiento lento de grietas (slow-crack-growth). Por otro lado, el uso de materiales

bioinertes como refuerzo afecta la habilidad de la HA para enlazarse con el tejido óseo

(bioactividad). Otra consecuencia asociada con el uso de agentes de refuerzo en

hidroxiapatita es el incremento en su módulo elástico con la posible aparición del efecto

de “stress shielding” debido a las diferencias entre los módulos elásticos del implante y el

hueso [1,2].

Por otro lado, se han utilizado varios cerámicos como refuerzo de hidroxiapatita como:

ZrO2 [16,17], Al2O3 [17,18] y SiC [19]. El uso de Al2O3 y SiC como refuerzo de HA resulta

en una mejor aceptación por los tejidos que los compuestos HA/metal. Sin embargo, sus

propiedades mecánicas aún no son apropiadas.

Otra opción para mejorar las propiedades mecánicas de la HA sin incrementar su rigidez,

es la fabricación compuestos de polímero/HA [9,20-26]. Uno de los compuestos más

estudiados de hidroxiapatita reforzada con polímeros es el HA/polietileno [27-30]. Con el

incremento en el contenido de HA, se mejora tanto el módulo de Young como la

bioactividad del material, mientras que la ductilidad disminuye presentando una transición

dúctil-frágil con un contenido de HA del 40-45%. En comparación con el hueso cortical, los

compuestos tienen una tenacidad a la fractura superior para contenidos de HA menores al

40 % y similar en el rango de 45-55%. El módulo elástico está en el rango de 1-8 GPa, lo

cual es bastante cercano al del hueso cortical. Desafortunadamente, los compuestos

HA/polietileno no son biodegradables y reducen la bioactividad de la HA.

Un avance atractivo en el reforzamiento de HA es el empleo de colágeno, esto debido a la

similitud con el hueso desde el punto de vista de la composición, pero sin llegar al

complejo arreglo microestructural del hueso. Los compuestos son preparados mezclando

HA con una solución de colágeno y se endurecen mediante irradiación ultravioleta (UV)

para, posteriormente, ser prensados a 40ºC y 200 MPa por varios días. Las propiedades

23

mecánicas alcanzadas a partir de esta técnica son bastante bajas (resistencia a la

compresión de 6.5 MPa y módulo de Young igual a 2 GPa). A pesar de sus propiedades

mecánicas, este tipo de compuestos exhibe una gran osteoconducción (mejor que los

materiales por si solos) y es considerado adecuado como relleno para defectos óseos

grandes [31-33].

Otros ejemplos de trabajos relacionados de polímero/HA de los últimos años se

mencionan a continuación. Ren et al. [34], reportaron compositos Poly (D,L-lactide)/nHA

preparados polimerización in situ de nHA (2 y 4%) y monómero, los materiales

presentaron alta porosidad y mejor habilidad hidrofilica, propiedades mecánicas

superiores y excelente biocompatibilidad.

Zhao et al. [26] reportaron un composito poroso HA/Policaprolactone con porosidad

interconectada, por un método de de impregnación polimérica, superiores propiedades

mecánicas y bioactivas. Los autores proponen este material para aplicación en sustituto

de hueso.

Dong et. al. [35] reportaron un composito nHA/PU (con 30% de nHA) por un método de

espuma. Presentaron partículas homogéneamente dispersas en la matriz de PU y

obtuvieron porosidad y esfuerzo de compresión de 80% y 271kPa respectivamente. Ellos

proponen este material para ingeniería de tejidos y en reparación y sustituto de hueso

humano de rodilla y cartílago articular.

2.3 COMPOSITOS POLÍMERO/CERÁMICO BIOACTIVO Los polímeros por si mismos carecen de una función bioactiva y son muy flexibles y

débiles para cumplir las demandas mecánicas en cirugía y en el medio ambiente

fisiológico. Sin embargo, los polímeros pueden ser fácilmente moldeados para formar

complejas formas y estructuras. A su vez, los materiales inorgánicos tal como cerámicos y

vidrios son conocidos por ser muy rígidos y frágiles o quebradizos.

Así, existen varias razones para la combinación de polímeros biodegradables y cerámicas

bioactivas para aplicaciones en biomateriales [36]. Primeramente, la combinación de

polímeros y fases inorgánicas (cerámicos) proveen a los materiales compositos de

propiedades mecánicas aumentadas debido a la inherente más alta rigidez y fuerza del

24

material inorgánico, y aumentan sus propiedades mecánicas también sus propiedades de

bioactividad, biodegradabilidad y biocompatibilidad [20,22-23,25].

Además, la incorporación de una fase bioactiva en la matriz polimérica ayuda a absorber

agua debido a las interfaces internas formadas entre el polímero y las fases bioactivas

más hidrofilicas, por esta razón son un medio de controlar la cinética de degradación de

los compositos.

La incorporación de la fase inorgánica bioactiva tal como HA, Bioglass o TCP tienen una

función extra: estos inducen una topografía superficial (nano o microrugosidad) y estos

también permiten al composito interactuar con el tejido de hueso circundante por la

formación de un enlace fuerte por medio de un crecimiento de una capa de HA

carbonatada, como se menciono anteriormente.

La porosidad es el factor que mas afecta las propiedades mecánicas y la integridad

estructural de estos compositos, su volumen, forma, tamaño, orientación y conectividad,

por lo que es muy importante considerar el desarrollo de tecnologías de fabricación para

producción de materiales con porosidad controlada.

Los materiales que exhiben propiedades bioactivas han sido elegidos para el desarrollo

de andamios de ingeniería de tejidos de hueso para la reparación de defectos de hueso

de tamaño crítico, debido a que son muy difíciles de reparar vía crecimiento natural de

tejido anfitrión. Los materiales bioactivos reaccionan con los fluidos fisiológicos y forman

enlaces fuertes al hueso mediante la interacción biológica de fibras de colágeno con la

superficie del material y transfiriéndose cargas y formando hueso vivo [37].

Materiales bioactivos destacados son vidrios de silicatos y vidrios-cerámicos, tal como

hidroxiapatita (HA) y amorfos relacionados o fosfatos de calcio cristalinos.

2.4 POLIURETANO COMO BIOMATERIAL Los poliuretanos (PU) vienen de una gran familia de materiales poliméricos con una

enorme diversidad de composiciones químicas y propiedades, y se han probado en un

gran número de aplicaciones biomédicas. Estos poseen complejas estructuras químicas

que típicamente comprenden tres monómeros: un diisocianato, un macroglicol (el cual es

25

un macromonómero oligomérico) y un extensor de cadena. Debido a los tres grados de

libertad en la síntesis del poliuretano, se puede obtener un número virtualmente infinito de

materiales con diferentes características fisicoquímicas y mecánicas [38].

Los elastómeros de PU usualmente presentan una estructura de dos fases en la cual los

dominios de segmento duro son dispersados en una matriz de segmento blando. Los

dominios de segmento duro son compuestos principalmente del diisocianato y el extensor

de cadena, mientras que la matriz del segmento blando es compuesta de una secuencia

de macroglicoles fragmentados. Por esta razón, los poliuretanos son a menudo referidos

como copolimeros de bloque segmentado. Esta particular arquitectura molecular, tal como

las propiedades intrínsecas de cada componente usado para la síntesis de poliuretanos

(PUs), explica las características únicas de esta clase de materiales cuando son

comparados a otros polímeros.

2.4.1. Estructura del poliuretano

Poliuretano es el nombre general de una familia de copolimeros sintéticos que contienen

el grupo funcional uretano (fragmento) en su estructura química repetida (figura 2.4).

Desde que los poliuretanos fueron primeramente sintetizados en 1937 por Otto Bayer y

colaboradores, estos registraron una gran variedad de aplicaciones incluyendo

elastómeros, espumas y adhesivos.

Figura 2.6. Grupo funcional uretano.

Así con los estudios realizados de la química del PU, la composición química de éste

puede ser manejada por la elección de diferentes materiales precursores y diferentes

condiciones de procesamiento para satisfacer diferentes requerimientos.

2.4.2 Reacciones químicas básicas para poliuretano

Los PU segmentados pueden ser representados por tres componentes básicos en la

siguiente forma general:

P-(D(CD)n-P)n

26

Donde P es el poliol, D es el diisocianato y C es el extensor de cadena. El poliol, también

llamado segmento blando, es un macromonómero oligomerico comprendiendo una

cadena flexible “blanda” terminada por grupos hidroxilo (-OH). El diisocianato es un

componente de bajo peso molecular que puede reaccionar con el poliol o el extensor de

cadena. El extensor de cadena es usualmente una pequeña molécula con grupos

hidroxilo o grupos amina al final de la cadena. En poliuretanos lineales, los tres

componentes tienen una funcionalidad de 2. Si lo que es deseado es un material

ramificado o entrecruzado, pueden ser incorporados dentro de la formulación, polioles,

isocianatos y algunas veces extensor de cadena multifuncionales. Debido a la naturaleza

preferencial de la copolimerización, los poliuretanos (Pus) tienen una distribución en el

peso molecular total y una distribución en la cadena del segmento duro, estas secuencias

copolimericas denotadas como D(CD)n, siguen esencialmente la distribución mas

probable.

La reacción química principal envuelta en la síntesis de PU es la reacción de formación

del uretano, es decir, la reacción entre el isocianato y los grupos hidroxilo (figura 2.5a).

Porque esta es una reacción de adición nucleofilica, es decir catalizada por componentes

básicos tales como aminas terciarias y por componentes metálicos. La formación de

uretano es realmente una reacción de equilibrio, la presencia de catalizador por lo tanto

también incrementa la velocidad de reacción reversible a temperaturas altas.

Figura 2.7. Reacción entre extensor de cadena e isocinato. (a) Cuando es usado un diol y

(b) si es usada diamina.

Otra reacción básica importante es la reacción de extensión de cadena la cual ocurre

entre el extensor de cadena (diol o diamina) y el isocianato. Cuando un diol es usado

como extensor de cadena, el uretano será formado de acuerdo a la figura 2.5a mientras si

diamina es usada, será formada urea de acuerdo a la figura 2.5b. El isocianato no solo

27

reacciona con aminas primarias, sino también puede reaccionar con aminas secundarias

tal como N-H en uretano o grupos urea, aunque la velocidad de reacción es mucho mas

baja comparada con la amina primaria.

Además de las dos reacciones básicas, la reacción de agua con isocianato debe ser

también mencionada. Debido a que el isocianato es muy activo, este reacciona casi

instantáneamente con hidrogeno activo o acido. Esta reacción en dos pasos con agua ha

sido una de las reacciones mas importantes acopladas que debe ser evitada o minimizada

durante la formación del poliuretano, excepto si una espuma o contenido de urea alta es

deseada (figura 2.6a).

Los grupos amino formados durante el segundo paso reaccionaran con el isocianato

remanente para producir grupos urea. El dióxido de carbono formado será el que produce

la espuma de PU (figura 2.6b). El efecto en red de esta reacción sobre la relación de

reactivos es el consumo de una unidad de isocianato y la formación de un grupo amina.

Reacción adicional del grupo amino con un isocianato conduce a la formación de una urea

[38].

Figura 2.8. Reacción de agua con isocianato (a) y producción de grupos urea (b).

2.4.3 Materiales precursores. Los poliuretanos segmentados están compuestos de tres materiales precursores; poliol,

diisocianato y extensor de cadena (diamina o diol). Las propiedades finales de los PU

producidos son grandemente dependientes de la naturaleza química y física de estos tres

bloques de construcción.

2.4.3.1 Poliol Los polioles convencionales son usualmente un poliéter con una estructura repetida de (-

R-O-R´-) o un poliéster con estructura repetida de (–R-COO-R´-), con cadena final

28

terminada por grupos hidroxilo. A diferencia de los componentes diisocinatos y extensores

de cadena, un poliol es oligomerico con un peso molecular normalmente de unos cuantos

cientos a miles de gramos/gramos-mol. A temperatura ambiente, los polioles pueden ser

líquidos o sólidos (parecidos a cera), dependiendo del peso molecular. Debido a su

estructura alifática e interacción intermolecular baja, particularmente del enlace abundante

éter, las moléculas del poliol rotan y se flexionan fácilmente y son por lo tanto materiales

blandos.

Como resultado de lo anterior, la secuencia poliol del poliuretano-copolimero de bloque

segmentado es referido al segmento blando. La estructura química de algunos tipos de

polioles es ilustrada en la figura 2.7.

Figura 2.9. Polioles usados para la síntesis de poliuretano.

29

2.4.3.2 Isocianato El isocianato más importante usado en la manufactura de PUs es el diisocianato,

conteniendo dos grupos isocianato por molécula. Estos dos grupos funcionales trabajan

uniéndose junto con otras dos moléculas (poliol o extensor de cadena) para formar una

cadena lineal. Cuando la funcionalidad es mas grande que dos, se forma una ramificación

entre las moléculas, formando redes o enlaces. El diisocianato puede ser aromático o

alifático como el 4,4 difenilmetano diisocianato (MDI) y el hidrogenizado (HMDI). Otro

igualmente importante (o mas importante en la industria) es el toluenometil diisocianado o

TDI el cual es también de naturaleza aromática. La estructura química de algunos tipos de

diisocianatos son presentados en la figura 2.8.

Debido a la estructura de anillo de los diisocianatos y las fuertes interacciones

intermoleculares tal como enlaces de hidrogeno entre grupos uretano, los segmentos que

contienen isocianato y extensor de cadena son mas rígidos que el poliol, son típicamente

cristalinos a temperatura ambiente y por lo tanto son llamados “segmento duro”.

Figura 2.10. Ejemplos de diisocianatos usados para la síntesis de poliuretanos.

30

2.4.3.3 Extensor de cadena: diamina o diol. La reacción directa de poliol con diisocianato produce una mezcla viscosa blanda con

pobres propiedades mecánicas pero las propiedades pueden ser drásticamente

aumentadas por la adición del extensor de cadena. El rol del extensor es producir una

secuencia “alargada” en el copolimero consistente de cadenas extensoras alternadas y

diisocianatos. Estas secuencias alargadas, o segmentos duros, actúan como partículas de

relleno y sitios de enlace físico para aumentar la resistencia mecánica. Sin embargo,

cuando una diamina es usada, es obtenido un poliuretano-urea, mientras que cuando el

diol el resultado son poliuretanos. Dos extensores de cadena comúnmente usados son

presentados en la figura 2.9.

Figura 2.11. Extensor de cadena comúnmente usado para la síntesis de poliuretano.

2.4.4 Calculo de reactivos. El cálculo de la relación de reactivos para la síntesis de poliuretanos segmentados es

simple: el número total de grupos isocianatos puede ser igual o un poco más grande (por

experiencia) que el número de grupos hidroxilo, es decir, el poliol y el extensor de cadena.

Una formulación típica frecuentemente manejada en la literatura, puede ser una relación

de isocianato: poliol: extensor de cadena de 2:1:1, la cual esta basada en las siguientes

dos reacciones idealizadas en el método de dos pasos:

Paso 1: 2n (MDI)+ n (Poliol) → n (MDI-Poliol-MDI)

Paso 2: n (MDI-Poliol-MDI) + n (Diol) → (MDI-Poliol-MDI-Diol)n

Sin embargo, debido a la naturaleza bifuncional de los reactivos, ellos no solo reaccionan

uno con el otro sino también reaccionan con los productos. Consecuentemente, productos

con una forma general MDI (Poliol-MDI)i serán encontrados al final del paso 1. El producto

se vuelve mas grande y con la menor oportunidad reaccionara con un nuevo reactivo. Por

31

lo tanto, el valor de i seguirá una distribución estadística con la posibilidad mas alta a i= 1.

La distribución exacta no solo depende de la reactividad entre reactivos o entre reactivos

y diferentes productos, sino también depende grandemente sobre los parámetros

experimentales de cada sistema de síntesis particular, tal como agitación o temperatura.

Por la misma razón, una ventaja se considera el exceso de isocianato, los productos

finales y del paso 2 tomaran una forma general como sigue:

[MDI (Poliol-MDI)i-Diol-(MDI-Diol)j]k-MDI

Además, debido a la dificultad en mantener los reactivos completamente libres de

humedad, la cantidad de isocianatos es frecuentemente significativamente más alta que la

relación teórica y esta relación es empíricamente determinada.

2.4.5 Preparación y procesamiento de PU Hay tres métodos de preparación de poliuretano: método corto, método de prepolímero y

método de cuasi-prepolímero. En el método corto, todos los reactivos (poliol,

poliisocianato, catalizador y extensor de cadena, etc.) son mezclados simultáneamente y

de la mezcla resulta directamente la polimerización. En general, el método de prepolímero

y el de cuasi-prepolímero son reagrupados bajo el nombre de “método en dos pasos” o

“polimerización en dos pasos”. En el método de prepolímero, el poliol es prereaccionado

con un exceso de poliisocinato. Este prepolímero es después mezclado con el resto de los

reactivos durante el procesamiento. En el método cuasi-prepolímero (polímero parcial),

una parte del poliol es mezclado con el poliisocianato y el resto del polímero y los otros

reactivos son mezclados como un segundo paso. Las masas así obtenidas son

mezcladas juntas al final del proceso.

En general, el método corto es usado para la preparación de PU flexible, mientras los

métodos de prepolímero y cuasi-prepolímero son usados para PU más rígido. La elección

del método depende de diferentes factores como son: la viscosidad de la mezcla durante

el procesamiento, el tiempo de reacción y las limitaciones al transferir calor. Debido a que

la formación del PU es un proceso altamente exotérmico, el método corto es

principalmente usado para componentes altamente viscosos ya que la viscosidad

disminuirá cuando la temperatura aumente. Para un mejor control de temperatura, el

método prepolimérico es más aceptable ya que la cantidad total de calor será distribuida

32

en los dos pasos sucesivos. Para el método cuasi-prepolimérico, la mezcla de los

componentes es un poco diferente y usualmente conduce a una mezcla de baja

viscosidad [8].

2.4.6 Propiedades de PU de uso biomédico Para los poliuretanos las características superficiales que deben ser consideradas son la

hidrofilicidad, carga, polaridad y energía, distribución heterogénea de grupos funcionales,

mojabilidad, absorción de agua y movilidad de cadenas. Además de aspectos

morfológicos y topográficos incluyendo textura, suavidad y rugosidad también deben ser

considerados.

Por otro lado, para biomateriales todas las propiedades pueden ser modificadas bajo un

ambiente fisiológico ya que estos estan sujetos a diferentes condiciones como: la duración

de implantación, la temperatura del cuerpo y las condiciones patológicas del sitio de

implante. Los biomateriales deben mantener su bioestabilidad y biofuncionalidad durante

la implantación para evitar el fracaso del implante. En otras palabras, la función del

órgano o tejido debe ser garantizada y los materiales deben mantener sus propiedades

mecánicas, químicas y estructurales hasta el término de su uso.

Finalmente, ningún biomaterial (PU) y sus productos de degradación, si es biodegradable,

deben inducir ninguna reacción toxica o disturbar el ambiente biológico (ser

biocompatible).

33

CAPITULO III

DESARROLLO EXPERIMENTAL

En este capítulo, se describen los métodos empleados para la realización de esta

investigación. En la sección 3.1 se presenta la metodología seguida para la síntesis de

polvos de nHA por cuatro diferentes métodos de síntesis y las técnicas de caracterización

de los polvos (sección 3.2). En la sección 3.3 se presenta el procedimiento llevado a cabo

para la elaboración de compositos híbridos y las técnicas de caracterización usadas para

la determinación de las propiedades fisicoquímicas, biodegradación y bioactividad in vitro

de los materiales (sección 3.4).

La figura 3.1 presenta un esquema del procedimiento experimental general seguido

durante el desarrollo de esta investigación.

3.1. SÍNTESIS DE NANOHIDROXIAPATITA Los polvos inorgánicos precursores utilizados en los métodos de síntesis de nHA

(precipitación con agitación mecánica, precipitación con agitación ultrasónica,

cristalización hidrotérmica y sol-gel) fueron: nitrato de calcio [Ca(NO3)2.4H20] (Alfa Aesar)

y fosfato ácido de amonio [(NH4)2HPO4] (Alfa Aesar). Otros reactivos utilizados para la

síntesis fueron hidróxido de amonio [NH4OH] para ajustar el pH y etanol (C2H5OH) para el

método de sol-gel. En cada una de las síntesis se tuvo especial cuidado en conservar la

relación estequiométrica de Ca/P=1.67 mol (reacción 2.1).

10 Ca(NO3)2 + 6(NH4)2HPO4 → Ca10 (PO4)6 (OH)2 (2.1)

3.1.1. Síntesis química por Precipitación con agitación mecánica

La síntesis de nHA mediante la técnica de precipitación con agitación mecánica, se llevo a

cabo a partir de soluciones 0.5M de Ca(NO3)2.4H20 y 0.5M de (NH4)2HPO4 en agua

destilada. La solución de fosfato de amonio se adiciono lentamente en la solución de

34

nitrato de calcio mediante goteo (30 gotas por minuto aproximadamente), se mantuvo una

temperatura constante de 80 ±2 °C, el pH de la solución se ajusto entre 8.5 y 9 mediante

la adición de una solución de NH4OH y la agitación mecánica a 400 rpm se mantuvo

constante durante todo el tiempo de síntesis (aproximadamente 6 horas). Los polvos

obtenidos fueron filtrados, lavados y secados a 85 °C por 24 hrs en un horno mufla.

Figura 3.1. Diagrama general del desarrollo experimental.

35

3.1.2 Síntesis química por precipitación con agitación ultrasónica

La síntesis de la HA mediante la técnica de precipitación asistida con ultrasonido, se llevo

a cabo a partir de soluciones 0.5M de Ca(NO3)2.4H20 y 0.5M de (NH4)2HPO4 en agua

destilada. La solución de fosfato se adiciono lentamente en la solución de nitrato de calcio

mientras la agitación se llevo a cabo sumergiendo el matraz en un baño ultrasónico por 30

minutos a temperatura constante de 60 ±2 °C y manteniendo el pH de la solución entre

8.5 y 9 por adición de solución de NH4OH. Después de terminada la síntesis, el matraz

con la solución se mantuvo en el baño ultrasónico por 30 minutos mas [39]. Los polvos

obtenidos fueron filtrados, lavados y secados a 85 °C por 24 hrs.

3.1.3 Síntesis química por método de cristalización hidrotérmica

La cristalización hidrotérmica, se trabajó con soluciones cuyas concentraciones se

establecieron en base a los diagramas de campos de estabilidad del sistema CaO-P2O5-

NH4NO3-H2O calculados por R.E. Riman y colaboradores [13]. Para esta síntesis

soluciones 0.0597M de Ca(NO3)2.4H20 y 0.1193M de (NH4)2HPO4 fueron ajustadas a un

pH de 7.5 antes de ser mezcladas. La mezcla de las soluciones fue alimentada a una

autoclave y el proceso se llevo a cabo en un horno mufla (presión autógena) a 150 °C por

15 horas. Los polvos obtenidos fueron lavados y secados a 85°C por 24 hrs.

3.1.4 Síntesis química por Sol-Gel

En esta síntesis de sol-gel, los precursores de Ca y P [(Ca(NO3)2.4H20 y (NH4)2HPO4)]

fueron disueltos en una solución de agua:etanol en una proporción de uno a uno en

volumen. La formación del gel fue promovida por calentamiento a 80°C, agitación

mecánica y atmósfera inerte de nitrógeno durante 20 horas para evitar la formación de

fases secundarias. Posteriormente para la cristalización de la nHA, el gel obtenido fue

calcinado a 650 ºC durante 4 horas y atmosfera de aire siguiendo una rampa de

calentamiento de 10°C/ min.

3.2 TÉCNICAS DE CARACTERIZACIÓN Las técnicas experimentales que se utilizaron para la caracterización de los polvos de

nHA consistieron en determinar las fases cristalinas presentes mediante difracción de

rayos X (DRX), evaluar sus características estructurales mediante espectroscopia de

infrarrojo (FT-IR), medir la superficie especifica por absorción de nitrógeno (BET), estudiar

36

las características morfológicas mediante microscopia electrónica de barrido (MEB) y

corroborar tamaño de cristal mediante microscopia electrónica de Transmisión (MET).

3.2.1 Difracción de rayos X

Esta técnica se empleó con el propósito de conocer las fases presentes, la cristalinidad y

determinar la estructura atómica de los polvos de nHA. Los difractogramas de las

diferentes muestras fueron obtenidos en un difractometro de polvos Bruker D8 Advance

empleando radiación de Cu – Kα (λ= 1.5406 Å) a un ángulo de 10≤ 2θ≤60°, una velocidad

de 0.2 grado/s., voltaje de 40kV y 30mA y a temperatura ambiente (25°C). Las fases

presentes se identificaron mediante las cartas de difracción JCPDS (Joint Comitte of

Powder Diffraction Standars). El análisis del perfil de difracción en la determinación de los

parámetros de red (a y c para una celda hexagonal) se realizo a partir del software

WinPlotr usando los valores del ancho medio (FWHM) de las reflexiones (002), (300) y

(222) y tamaño de cristal utilizando la ecuación de Debye-Sherrer (ecuación 2.1).

D = 0.9 λ / β cos θ (2.1)

Donde D es el tamaño de cristal, λ es la longitud de onda de la radiación incidente y β es

la semianchura y es obtenida de los datos generados por el software WinPlotr.

3.2.2 Espectroscopia de Infrarrojo

Con la finalidad de confirmar las moléculas involucradas en la estructura de la nHA, un

estudio por FTIR fue hecho usando un espectrómetro Bruker modelo Equinox 55 en el

rango de 4000 cm-1 a 400 cm-1. Para este análisis se prepararon pastillas mezclando 0.3 g

de KBr y 0.003 g de muestra y posteriormente prensando la mezcla de los polvos con una

carga de 4 toneladas durante un minuto.

3.2.3 Absorción de Nitrógeno

La superficie específica de los polvos de nHA se determinó mediante un equipo BEL

utilizando N2 como adsorbato. Los valores de superficie especifica (SBET) fueron

calculados por el clásico método BET (Brunnauer, Emmett y Teller) y la distribución de

tamaño de poro fue calculado por el método BJH.

37

3.2.4 Microscopia Electrónica de Barrido

La morfología y tamaños de partícula de los polvos de nHA fueron observados en un MEB

Philips modelo XL30ESEM. Los polvos de nHA fueron metalizadas con Au para garantizar

la buena conductividad, utilizando un detector de electrones secundarios y un voltaje de

aceleración de 15 kV. Además se realizo microanálisis composicional utilizando un

espectrómetro de energía dispersiva de Rayos-X (EDS).

3.2.5 Microscopia Electrónica de Transmisión

La morfología a nivel nanometrico, el tamaño de cristal y el estado de aglomeración de las

partículas de polvo de nHA fueron determinados por un microscopio electrónico de

transmisión (MET) marca Philips modelo CM200 a un voltaje de aceleración de 200 kV.

Para el análisis, las muestras en polvo se dispersaron en una rejilla de cobre cubierta con

una película de carbono.

3.3 SÍNTESIS DE COMPOSITOS HÍBRIDOS PU/nHA Una vez establecidas las condiciones de síntesis para nHA, se procedió a la preparación

de los compositos PU/nHA.

Como precursores del composito se utilizaron: polycaprolactona (PCL) con peso

molecular de 80 000 como segmento blando; 1,6-hexametilen diisocinato (HDI) como

segmento duro y 1,4-butanodiol (BD) como extensor de cadena. Otros reactivos

involucrados fueron N,N-Dimetil formamida (DMF) y dibutiltin diacetato (DBTDA) como

solvente y catalizador respectivamente. La síntesis de los compositos se llevo a cabo

mediante un método de polimerización en dos pasos [38,40], con una relación

estequiometrica de 3:2:1 de HDI: PCL: BD.

Primeramente se monto un reactor mediante un matraz de tres bocas equipado con un

condensador, agitación mecánica, flujo de argón y un termómetro como se muestra en la

Figura 3.2a. La PCL fue calentada a 80°C mediante un baño de aceite durante 1 hora,

atmosfera inerte y agitación constante a 450 rpm, esto para remover el agua residual y

evitar que interfiriera con la reacción; posteriormente los polvos de nHA (0, 10, 20, 30 y

40% en peso) perfectamente dispersos mediante ultrasonido en 20 ml de DMF se

incorporaron al reactor y se continúo con la agitación por una hora más para asegurar una

mezcla perfecta antes de la polimerización.

38

Figura 3.2. Reactor utilizado para la síntesis de los compositos (a) y precipitación de

compositos (b).

Una vez mezclados PCL y nHA, se agregó DBTDA como iniciador y en un primer paso

HDI por goteo para comenzar la propagación, dos horas después (en un segundo paso)

se adiciono el BD y se espero dos horas mas para la terminación de la reacción, en todo

el proceso de síntesis se mantuvieron las mismas condiciones de temperatura, atmosfera

inerte y agitación. Finalmente para eliminar el solvente y obtener el composito, la solución

polimérica se precipitó en agua destilada obteniendo el material sólido (Figura 3.2b) y

posteriormente fue secado a 50 °C por 24 hrs.

3.4 TÉCNICAS DE CARACTERIZACIÓN Las técnicas experimentales que se utilizaron para la caracterización de los compositos

consistieron en determinar sus propiedades microestructurales y fisicoquímicas mediante

DRX, FT-IR, DTA-TGA, DSC, Absorción de agua, SEM y EDS. Además se hizo un

análisis de Biodegradación y de Bioactividad in vitro de los materiales.

3.4.1 Difracción de Rayos X

El estado cristalino y la identificación de las fases en el composito fue verificado por DRX

mediante un difractometro de polvos Bruker D8 Advance a un ángulo de 10≤ 2θ≤70°, una

velocidad de 0.02 grados/s., usando radiación KαCu.

39

3.4.2 Espectroscopia de Infrarrojo

El estudio por FTIR fue realizado para identificar los grupos funcionales correspondientes

a la nHA y PU así como un posible enlace entre ellos. Realizado mediante un

espectrómetro Bruker-Tensor 27 en un rango de 4000 a 400 cm-1 a una resolución de

1cm−1 preparando discos mezclando 0.3 g de KBr y 0.003 g de muestra y prensando con

una carga de 4 toneladas durante un minuto.

3.4.3 Análisis Termogravimétrico

Los análisis térmico diferencial (ATD) y térmico gravimétrico (ATG), fueron usados para

analizar la estabilidad térmica de cada composito usando muestras circulares con un peso

entre 3 y 12 mg. Las muestras fueron escaneadas a una rampa de calentamiento de

5ºC/min de 30ºC a 600ºC y un flujo constante de gas nitrógeno de 100 ml/min.

3.4.4 Calorimetría Diferencial de Barrido

Para determinar las transiciones térmicas de los materiales fue usado un calorímetro

universal DSC TA instruments 2920. Cada muestra fue corrida de -60 a 120ºC a una

rampa de calentamiento de 5ºC/min bajo una atmósfera de nitrógeno. Los termogramas

de cada composito fueron analizados usando el software Universal Advantage 2000 para

determinar la temperatura de transición vítrea (Tg) y el punto de fusión (Tm).

3.4.5 Microscopia electrónica de Barrido

El estudio de la morfología superficial, homogeneidad, así como de sus características

topográficas de cada uno de los compositos fue realizado mediante un microscopio

electrónico de barrido SEM-JEOL 6400. Las muestras fueron previamente cortadas con

una cortadora de disco de diamante, fijadas con cinta de grafito sobre un porta-muestras y

metalizadas con Cu para su análisis, utilizando un detector de electrones secundarios y

un voltaje de aceleración de 15 kV.

3.4.6 Análisis Mecánico Dinámico

Para determinar las propiedades mecánicas, los diferentes compositos fueron moldeados

a compresión utilizando una prensa hidráulica con dos placas metálicas rectangulares de

dimensiones 25cm x 25cm. La carga de compactación utilizada fue de 1.5 toneladas por 3

minutos y una temperatura de 65°C. Se obtuvieron laminas delgadas a partir de las cuales

40

se cortaron tiras largas para obtener probetas de dimensiones: 40.0mm x 5mm x 0.15mm

aproximadamente (Figura 3.3), requeridas para este análisis.

Figura 3.3. Probetas para análisis mecánico.

El examen de tensión de los compositos PU/nHA se llevo acabo mediante un analizador

mecánico dinámico DMA (siglas en ingles Dynamic Mechanical Analyzer) utilizando un

equipo RSA3 TA Instruments System (Figura 3.4). El procedimiento consistió en fijar la

pieza mediante dos mordazas y el análisis se llevo a cabo a una rapidez de carga de

0.001mm/s.

Figura 3.4. Equipo DMA para mediciones de propiedades mecánicas.

El módulo de Young (E) fue determinado a partir de la pendiente en la región lineal de la

curva esfuerzo-deformación obtenida. El esfuerzo a la fractura (σ) o UTS, por el ingles

41

Ultimate Tensile Strenght se obtuvo al momento de que la probeta rompe y de la misma

forma la elongación a la fractura (ε) es la deformación en ese instante y fueron deducidos

de las curvas de tensión.

3.4.7 Absorción de agua

Para realizar las pruebas de absorción de agua fue necesario fabricar probetas como se

describe a continuación: las diferentes muestras de composito, fueron pulverizadas y

disueltas en tetrahidroforano (THF) para posteriormente ser moldeadas en tubos de

ensaye. El proceso de moldeo se realizó a temperatura constante de 50 °C durante 10

días hasta la liberación total del solvente (Figura 3.5a). Las muestras fueron desmoldadas

y secadas a temperatura ambiente para la completa remoción del solvente remanente y

finalmente las probetas cilíndricas con dimensiones de 0.8 cm de diámetro y 0.2 cm de

grosor fueron obtenidas utilizando una cortadora automática de disco de diamante de baja

velocidad (Figura 3.5b).

Figura 3.5. Moldeo los compositos (a) y pastillas obtenidas (b).

El análisis de absorción de agua se llevo a cabo en base a la norma ASTM D570. Tres

pastillas de cada composito fueron llevadas a peso constante mediante calentamiento a

37 °C y sumergidas en 20 ml de agua destilada a 37°C a tiempos de 1, 2, 4, 8, 12, 24, 48

y 72 hrs. Los discos fueron removidos y pesados nuevamente para calcular el porcentaje

de ganancia de peso mediante:

Absorción de agua (%) = (mw – mo) /mo x 100 (3.1)

42

Donde mw es el peso del material húmedo y mo es el peso del material seco antes de ser

sumergido en PBS.

3.4.8 Biodegradación

El análisis de biodegradación se llevo a cabo de acuerdo a la norma ASTM F1635 para lo

cual se utilizaron las probetas cilíndricas del mismo tamaño que en el procedimiento

anterior (0.8cm x 0.2cm). Las probetas fueron llevadas a peso constante mediante

calentamiento a 37°C y posteriormente sumergidas en 20 ml de solución PBS (Phosphate

Buffer Solution) a 37°C y pH de 7.4, a tiempos de 1 a 8 semanas. La solución buffer PBS

es una solución 0.01M compuesta de cloruro de sodio (NaCl) y cloruro de potasio (KCl).

Al termino del tiempo correspondiente, los discos fueron retirados de la solución PBS y

secados nuevamente a 37°C hasta peso constante (aprox. 72 hrs). Posteriormente los

discos fueron pesados para calcular la perdida de peso mediante la ecuación:

Masa perdida (%) = (W1 – W2) /W1 x 100 (3.2)

Donde W1 es el peso del material seco antes de ser sumergido y W2 es el peso del

material después de la inmersión en PBS. Para cada tiempo se examinaron 3 muestras

de cada composición y se colocaron de manera vertical para asegurar el mayor contacto

con el fluido, como se muestra en la figura 3.6.

Figura 3.6. Modo de sumergir el espécimen en SBF.

43

3.4.8.1 Microscopia electrónica de Barrido

El estudio de la morfología superficial de los compositos fue realizado mediante un SEM-

JEOL 6400 para determinar de la presencia o ausencia de porosidad o agrietamiento en

los compositos, tanto antes como después de su degradación. Las muestras fueron

previamente fijadas con cinta de grafito sobre un porta-muestras y metalizadas con Cu

para su análisis, utilizando la técnica de electrones secundarios y un voltaje de

aceleración de 15 kV.

3.4.9 Bioactividad

Para los análisis de bioactividad de los materiales, se preparó un fluido fisiológico

simulado (Simulated Body Fluid, SBF) como propone Kokubo et al. [41], de la siguiente

manera:

1. Todos los materiales de vidrio y envases se lavaron con detergente neutro, una

solución 1M de HCl y agua desionizada.

2. En un recipiente de polietileno con capacidad de un litro se adicionan 700ml de

agua desionizada, se calienta a 36.5°C ± 0.1 y agita magnéticamente de manera

constante.

3. Se comienza agregar uno a uno los reactivos hasta el reactivo número 8 en la

cantidad y orden que se muestra en la Tabla II.1. Dejando disolver completamente

cada uno antes de agregar el siguiente. El pH en este momento debe estar entre 1

a 2.

4. Se ajusta la temperatura de la solución exactamente a 36.5°C, se agrega mas

agua hasta 900ml y se comienza agregar lentamente el reactivo numero 9 hasta

un pH de 7.45.

5. Posteriormente se ajusta el pH a 7.25 mediante la adición de más solución de HCl

1M y nuevamente el reactivo 9 para un pH de 7.45. Este procedimiento se repite

varias veces hasta agregar todo el reactivo 9 y ajustar a un pH exacto de 7.40 a

una temperatura de 36.5 °C.

44

6. La solución se transfiere a un matraz aforado de un litro, se afora y se deja enfriar.

7. Finalmente la solución se transfiere a un recipiente de polietileno para almacenar a

una temperatura de entre 5 a 10°C.

Tabla III.1. Reactivos para preparar SBF.

Orden Reactivo Cantidad

1 NaCl 8.035 g

2 NaHCO3 0.355 g

3 KCl 0.225 g

4 K2HPO4.3H2O 0.231 g

5 MgCl2.6H2O 0.311 g

6 1.0M- HCl 39 ml

7 CaCl2 0.292 g

8 Na2SO4 0.072 g

9 NH2C(CH2OH)3 6.118 g

10 1.0M – HCl 0-5 ml

Antes del análisis, las pastillas fueron lavadas con agua destilada y secadas a peso

constante mediante temperatura a 37 °C. Las muestras fueron sumergidas en SBF

(calentado previamente a 37°C) en recipientes de polietileno y mantenidas a 37°C y un pH

de 7.4 en un baño maría y se coloco la pastilla de igual manera que en las pruebas de

biodegradación. El SBF fue cambiado cada 24 horas para asegurar una adecuada

concentración de iones y que el pH se mantuviera a 7.4. Los tiempos de análisis fueron 1,

7, 14, 21 y 28 días. Después de inmersión en SBF las probetas fueron retiradas del fluido,

lavadas cuidadosamente en agua destilada para remover los iones solubles y

posteriormente secadas en un desecador a temperatura ambiente (25°C) por 24 horas

para su posterior caracterización.

El incremento de masa de los compositos después de la inmersión fue calculado usando

la ecuación:

Incremento de masa (%) = (W2 – W1 / W1) x 100 (3.3)

45

donde W1 y W2 son los pesos de los compositos antes y después de la inmersión,

respectivamente.

3.4.9.1 Difracción de rayos X

La presencia de una fase HA sobre la superficie de los compositos después de la

inmersión en SBF fue evaluada por esta técnica mediante un difractometro Bruker D8

Advance. Los difractogramas fueron obtenidos a un rango de 10 a 60° en 2θ usando

radiación de KαCu a un ángulo rasante de 0.5 y un tiempo de 1.5 segundos por paso de

0.05°.

3.4.9.2 Espectroscopia de infrarrojo

Los grupos funcionales presentes en la superficie de los compositos después de la

inmersión se observaron mediante esta técnica usando un espectrofotómetro Bruker-

Tensor 27. Cada composito fue escaneado a un rango de 4000 a 400cm-1 y una

resolución de 1 cm-1.

3.4.9.3 Microscopia Electrónica de Barrido

La morfología de la HA formada sobre la superficie de los compositos fue observada

mediante MEB usando un microscopio JEOL modelo: JSM 6400. Las muestras fueron

recubiertas con una fina película de cobre para inducir la electroconductividad. Las

imágenes fueron tomadas a baja (1000x) y alta amplificaciones (10 000x) y para

cuantificar la presencia de los iones calcio y fosforo presentes se hizo un análisis por

EDS.

46

CAPITULO IV

RESULTADOS Y DISCUSIÓN En este capitulo se dan a conocer los resultados de la caracterización de nHA sintetizada

con los diferentes métodos, así como la caracterización microestructural y fisicoquímica

de los compositos híbridos PU/nHA. 4.1 NANOHIDROXIAPATITA La identificación que se les dio de acuerdo al método utilizado fue como sigue:

precipitación con agitación mecánica (HA1); precipitación asistida por agitación

ultrasónica (HA2), cristalización hidrotérmica (HA3) y síntesis sol-gel (HA4).

4.1.1 Difracción de rayos X

Los polvos de nHA inmediatamente después de ser secados fueron molidos en un

mortero de ágata y analizados en el difractometro de polvos. En la figura 4.1 se presentan

los difractogramas de los polvos de nHA sintetizados por los cuatro métodos (precipitación

con agitación mecánica, precipitación asistida por agitación ultrasónica, cristalización

hidrotérmica y sol-gel). En todos los difractogramas se pudo identificar una sola fase

presente la cual fue identificada como HA sintética identificada por la carta JCPDS 01-

071-5049 y no fue detectada alguna otra fase secundaria. Además pudieron apreciarse

cualitativamente, diferentes grados de cristalización: la muestra HA1 presenta picos

angostos y bien definidos a pesar de no ser calcinada, esto debido al lento proceso de

síntesis; la muestra HA2 presenta picos de difracción más anchos, lo cual indica tamaños

de cristalito menores. En las muestras HA3 y HA4 la temperatura de síntesis y calcinación

respectivamente, producen un incremento en la resolución e intensidad de los picos de

difracción indicando la cristalización del material debido al ordenamiento de los planos.

Estos resultados indican la obtención a baja temperatura de la fase HA para todos los

métodos estudiados aquí, con respecto a otros trabajos reportados en donde utilizan los

mismos métodos [12-14,42].

47

Figura 4.1. Difractogramas de rayos X de los diferentes polvos de nHA sintetizados.

En la tabla IV.1, se presentan las propiedades cristalográficas de los polvos calculados

mediante la ecuación de Scherrer y usando los valores del ancho medio (FWHM) de las

reflexiones (002), (300) y (222). Se obtuvieron valores calculados de los parámetros de

celda cercanos a los teóricos (a = 0.9418 y c = 0.6884 nm) reportados por S. Lazic et. al.

[43] y solo se observan pequeñas variaciones que pueden ser atribuidas al grado de

perfección cristalina como resultado de las diferentes metodologías de síntesis.

Tabla IV.1. Parámetros de red y tamaños de cristal.

Muestra Parámetros de red (Å)

Tamaño de cristal (nm)

Relación de tamaños Dc / Dc

a C (002) (300) (222) (002)/(300)

HA1 9.348 6.821 30 18 19 1.15

HA2 9.414 6.801 22 - 15 -

HA3 9.354 6.819 36 26 25 1.52

HA4 9.403 6.868 41 22 21 1.81

Además, al considerar los cristales de HA hexagonales cuya altura se asocia al tamaño

de cristalita en el plano (002) y longitud igual al tamaño en el plano (300); la relación de

48

tamaños Dc(002)/Dc(300) puede considerarse como un indicativo de la morfología del

cristal de nHA (Figura 4.2). Así, puede observarse que mientras que para la muestra HA3

se sugiere una morfología de cristales relativamente equiaxiales, en la muestra HA4 se

tienen cristales más grandes y alargados (Tabla IV.1).

Figura 4.2 Cristal hexagonal representando la morfología del cristal de nHA.

4.1.2 Espectroscopia de Infrarrojo

Mediante espectroscopia de infrarrojo se determinaron las moléculas y tipos de enlaces

formados en la nHA con los diferentes métodos de obtención, las cuales no pueden ser

reveladas mediante difracción de rayos-X. En la figura 4.3 son mostrados los espectros de

infrarrojo de los polvos de nHA para cada uno de los métodos.

Todos los espectros, presentan las bandas correspondientes al grupo fosfato PO43- y

grupo OH-, ambos característicos de la HA estequiométrica. La primera banda

corresponde a los grupos PO43- es una banda ancha centrada a 1033 cm−1 contigua con

otra a 1097 cm−1 (ν3) y otras bandas a 963 cm-1 (ν1), 603 cm-1 (ν4), 569 cm-1 (ν4) y 472 cm-1

(ν2). Las bandas del grupo OH- en 3572 cm-1 y 636 cm-1 son observadas claramente en el

espectro soportando la presencia de la fase HA, aunque con baja intensidad lo que

confirma la baja cristalinidad de la fase mostrada por medio de DRX. También se pueden

observar las bandas pertenecientes al grupo CO32- en 1455 cm−1 (ν3), 1421 cm−1 (ν3) y 875

cm−1 (ν2), por la posición de estas bandas es posible deducir que el grupo carbonato se

encuentra sustituyendo al grupo fosfato en la estructura (sustitución tipo B) [44]. La

presencia de carbonato esta asociada con la quimisorción de CO2 proveniente de la

atmósfera en la superficie de los cristales de nHA.

49

Además, todas las muestras presentan una banda a 1386 cm-1, que corresponde al grupo

NH4+, la aparición de este grupo a 1386 cm−1 es atribuido a posibles a nitratos debido a

que no se lavaron bien los polvos después de la síntesis o que por la baja temperatura de

síntesis no fueron eliminados [45]. Finalmente las bandas a 3435 y 1652 cm−1

corresponden a las moléculas de agua absorbidas.

Figura 4.3. Espectros FT-IR para las cuatro muestras de nHA.

4.1.3 Absorción de nitrógeno

Las isotermas de fisisorcion de nitrógeno se presentan en la figura 4.4a-d. De acuerdo a

la clasificación de la IUPAC [46], dos diferentes tipos de curvas de histéresis fueron

observadas; la muestra HA1 presento una curva de histéresis tipo H1 y las muestras HA2,

HA3 y HA4 presentaron curvas tipo H3. Estos resultados sugieren diferentes

características texturales en los polvos preparados: el tipo H1 se asocia a materiales

porosos consistentes de agregados de partículas esféricas que presentan poros parecidos

a cilindros. Por otro lado, las isotermas de tipo H3 son características de polvos

consistentes de aglomerados no rígidos de partículas planas con poros alargados en

forma de rendija. Los diferentes tipos de isotermas H1 y H3 no presentan ninguna

limitante de absorción a presiones parciales altas.

50

Figura 4.4. Isotermas de absorción de nitrógeno, muestra HA1 (a), HA2 (b), HA3 (c) y HA4

(d).

La tabla IV.2 presenta algunos datos texturales obtenidos por la técnica de absorción de

N2 para las diferentes muestras. Mediante la técnica de precipitación usando agitación

ultrasónica (HA2) fueron obtenidos los valores más altos de área superficial de 97.9 m2g-1.

Table IV.2. Características texturales de los polvos de nHA obtenidos por la técnica de

fisisorcion de N2.

Muestra Area superficial BET

(m2g-1)

Diámetro de poro (nm1)

Volumen de poro total

(cm3g-1) HA1 70.34 29.9 0.527

HA2 97.97 24.2 0.593

HA3 70.30 25.8 0.464

HA4 57.8 49.8 0.595

51

4.1.4. Microscopia electronica de barrido

El análisis morfológico de los polvos de nHA mediante MEB se presenta en la figura 4.5.

Para el método de precipitación con agitación mecánica HA1 se observan aglomerados

semiesféricos del orden de 1 a 2 micras. El método de precipitación con agitación

ultrasónica HA2 se tienen aglomerados alargados e irregulares con tamaños entre 3 y 5

micras de largo y de 1 a 2 micras de ancho con presencia de algunos aglomerados

semiesféricos del orden de 1 a 2 micras, notándose la diferencia obtenida en los

materiales cristalizados hidrotérmicamente y sintetizados por sol-gel (Figura 4.5c y 4.5d)

en los cuales se observa la presencia de partículas ultrafinas las cuales conforman a su

vez aglomerados micrométricos con morfología de fibras. Estas diferencias morfológicas

pueden establecerse como resultado de la morfología que presentan las partículas

individuales, tal como lo indicaron los resultados de DRX. En todos los casos los

agregados presentan tamaños que varían de entre 0.5 a 5 μm en base a las

fotomicrografías de MEB.

Figura 4.5. Fotomicrografías MEB: muestra HA1 (a), HA2 (b), HA4 (c) y HA3 (d).

52

4.1.5 Microscopia electrónica de transmisión

En la Figura 4.6 se presentan las fotomicrografías de MET para las muestras HA2, HA3 y

HA4. Se observa que los tamaños y morfología de cristal corresponden en buena manera

a los resultados obtenidos por DRX.

Las morfologías obtenidas son atribuidas a los diversos fenómenos involucrados durante

cada una de las etapas en las rutas de síntesis. En el caso de la precipitación asistida por

agitación ultrasónica (Figura 4.6a), se hace mención a la nucleación y crecimiento de los

cristalitos y el rompimiento y generación de enlaces por efecto de los fenómenos de

cavitación durante la irradiación ultrasónica.

Figura 4.6. Fotomicrografías MET Imágenes de campo claro de las muestras: HA2 (a),

HA3 (b), HA4 (c) y EDS (d).

53

En lo que se refiere a la morfología relativamente equiaxial de los polvos cristalizados

hidrotérmicamente (Figura 4.6b), aquí haremos mención de los fenómenos de disolución

parcial-reprecipitación de los polvos precursores alimentados a la autoclave; esto es

durante el proceso de cristalización a alta presión.

Los valores de la relación Ca/P calculada tomando los resultados del microanálisis por

EDS fueron de 1.54 para HA1, 1.73 para HA2, 1.67 para HA3 y 1.52 para HA4; todos

éstos, muy cercanos a 1.67, el cual corresponde a la composición de la HA

estequiométrica. Cabe mencionar que el valor obtenido para la muestra HA3 indica la

obtención de polvos más homogéneos con respecto a los demás métodos de síntesis

utilizados pero el tamaño de cristal crece (Figura 4.5d).

Finalmente, los materiales sintetizados por sol-gel presentaron un crecimiento de cristalita

anisotrópico, dando lugar a la obtención de partículas en forma de fibras o agujas (Figura

4.6c); de hecho, esta muestra (HA4) fue la que presentó la relación de tamaños mayor

Dc(002)/Dc(300)= 1.86 en la tabla IV.1 confirmando que los cristales tienen una forma

alargada.

4.2 COMPOSITOS HIBRIDOS PU/nHA Basados en los resultados anteriores, los polvos HA2 fueron elegidos para la fabricación

de los compositos PU/nHA debido a las ventajas que presentó este método: reduce

significativamente el tiempo de síntesis (con respecto a los otros métodos estudiados

aquí), provee un menor tamaño de cristal (20-40nm) y altos valores de área superficial

(97.9m2g-1) indicando mayor interface y asegura que estos serán capaces de promover

una mejor interacción (mayor área de contacto) entre matriz-refuerzo [47]. Aunado a esto,

el método de precipitación con agitación ultrasónica permite obtener grandes cantidades

de material (100g) a diferencia del método hidrotérmico donde solo se pudo obtener

aproximadamente 1g por cada corrida.

A partir de este momento la muestra HA2 utilizada para la síntesis de los compositos será

nombrada como nHA. Los compositos con diferentes porcentajes de nHA (0, 10, 20, 30 y

40% en peso) serán nombrados como sigue: el composito con 0% en peso de nHA

54

nombrada como PU (poliuretano puro), para 10% en peso de nHA como HA10, 20% en

peso de nHA como HA20 y así sucesivamente.

4.2.1 Difracción de rayos X

La figura 4.7 presenta los difractogramas de DRX para la serie de compositos con

diferentes porcentajes de nHA. Se pudo identificar dos fases correspondientes a PU y

nHA así como la cristalinidad de los materiales. Los picos observados a 2θ= 26°, 32°,

32.4°, 33° corresponden a las reflexiones (002), (211), (300), (202) respectivamente y

otros menos intensos a 40° correspondiente a (310) todos correspondientes a la fase de

HA sintética. Las reflexiones observadas entre 21 y 24° son relacionadas a la fase PU

sintetizado a partir de 1,6-hexametilen diisocinato (HDI) el cual muestra que el polímero

es parcialmente cristalino debido a su ordenamiento a corto alcance [48]. Además es

importante mencionar que la HA conserva su estado cristalino a pesar de su incorporación

in situ durante la polimerización.

Figure 4.7. Difractogramas de los diferentes compositos.

4.2.2. Espectroscopia de infrarrojo

Los espectros de FTIR para los compositos se presentan en la figura 4.8. En lo que

respecta al PU, las bandas a 3438cm-1 y 1739cm-1 corresponden a los grupos amino

uretano (–NH) y carbonilo (-C=O) respectivamente, indicando que los grupos (-OH) y (–

55

NCO) del poliol y el diisocianato respectivamente, han reaccionado para formar un

uretano. Las bandas a 2970cm-1 y 2870 cm-1 corresponden a (–CH2) así como 1255cm-1 a

(–CH3).

En cuanto a la nHA, las bandas a 1470cm-1 y 1420cm-1 corresponden al grupo carbonilo (-

CO32-) y 1070cm-1 además de 565cm-1 corresponden al grupo fosfato (-PO4

3-)

característicos de la HA.

La principal característica a ser destacada de los espectros es la ausencia de las bandas

en las posiciones 3571cm-1 y 630cm-1 asociadas con la vibración del grupo OH- de la nHA

como resultado de la nueva ligadura ente los grupos (OH-) de la nHA y los grupos

isocianato (NCO) durante la polimerización [36].

Figure 4.8. Espectro de FT-IR de los diferentes compositos.

4.2.3 Análisis termogravimétrico

Las técnicas termoanalíticas son muy importantes en la caracterización de materiales

para conocer el proceso de descomposición y tomar el control acerca de la fabricación del

material; el comportamiento de descomposición térmica del PU y los materiales híbridos

56

fue estudiado por gravimetría (TG). Los diagramas termogravimétricos del PU y

compositos son presentados en la figura 4.9.

Esencialmente se observan dos procesos térmicos, uno correspondiente al PU que

comienza cerca de 200°C y es básicamente terminado a 325°C, y un segundo proceso

térmico para los compositos entre 300 a 450°C asociado con la remoción de la fase

orgánica (composiciones 10 a 40% de nHA). En lo que respecta a los compositos, HA30 y

HA40 se observaron menos estables, mientras que los materiales con menor contenido

de nHA (HA10 y HA20) fueron los más estables térmicamente. Además podemos

mencionar que la estabilidad térmica de los compositos es significativamente aumentada

como resultado de la incorporación de la nHA en PU, lo cual puede ser atribuido a la alta

estabilidad térmica de la nHA y las interacciones por los nuevos enlaces formados que

existen con la matriz.

Figura 4.9. Curva de análisis termogravimétrico de los compositos PU/nHA.

Las curvas de DTA de los materiales compositos son presentadas en la figura 4.10. El

primer pico endotérmico observado en las curvas de DTA entre 64-65°C es atribuido a la

temperatura de fusión (Tm) de los materiales. Para el PU se observa una temperatura de

64°C mientras que para los compositos se observa un corrimiento en la temperatura de

57

1°C presentándose una Tm de 65°C, independientemente del contenido de nHA. El

subsecuente pico endotérmico intenso cerca de 300°C para PU y entre 380 a 400°C para

compositos PU/nHA resulta de la combustión del material orgánico (PU), aquí se puede

observar mas claramente el corrimiento en las temperaturas conforme aumenta el

contenido de nHA, es decir a mayor porcentaje de nHA menor estabilidad como se

mencionó anteriormente.

Figura 4.10. Curva de derivada de los compositos PU/nHA.

4.2.4 Calorimetría diferencial de barrido

El análisis por DSC fue realizado para estudiar las transiciones térmicas de los

compositos PU/nHA, los cuales fueron sujetos a idénticos tratamientos térmicos antes del

análisis para mantener el mismo historial térmico. Los compositos presentaron transición

térmica en el rango de -67 a -61°C (temperatura de transición vítrea, tg) determinado en el

punto de inflexión del escáner de DSC (Figura 4.11), esta temperatura es baja debido al

peso molecular alto del segmento blando de los poliuretanos [6].

Los resultados de la temperatura de fusión determinados del pico endotérmico bien

definido en las curvas (Figura 4.12), corroboran los resultados obtenidos de los análisis

por DTA-TGA. La concentración de nHA en el composito no tiene una contribución

importante en la temperatura de fusión, la variación fue entre 63.97 y 67.38 °C teniendo

58

una tendencia a disminuir con el incremento de nHA. En estas temperaturas de transición

no se observa una diferencia significativa, esto podría atribuirse a que el tamaño de

partícula de la nHA es muy fino y no causa interferencia.

Figura 4.11. Termograma DSC de las diferentes muestras. Se presenta el evento

correspondiente a la temperatura de transición vítrea Tg.

Figura 4.12. Termograma DSC de las diferentes muestras. Se presenta el evento

correspondiente a la temperatura de fusión Tm.

59

4.2.5 Microscopia electrónica de barrido

La figura 4.13 presenta la morfología de superficie de los compositos antes de las pruebas

de biodegradación y bioactividad y que además permiten examinar la distribución de la

nHA en el PU. Todas las muestras presentan buena homogeneidad de las partículas de

nHA dentro del PU sin visibles áreas de aglomeración.

En el MEB además, se realizó un mapeo electrónico donde se observa una distribución

homogénea de los elementos Ca y P presentes en el composito confirmando que los

polvos de nHA fueron uniformemente dispersados en la matriz de PU. Como ejemplo, en

la figura 4.14 se puede observar el mapeo del composito HA20.

60

Figure 4.13. Imágenes de MEB

de compositos antes del análisis,

(a) PU, (b) HA10, (c) HA20, (d)

HA30, (e) HA40.

Figure 4.14. Mapeo electronico

correspondiente al composito

HA20 presentando la distribucion

de Ca, P, C y O.

61

4.2.6 Análisis Mecánico Dinámico

La viscoelasticidad es una propiedad característica de los materiales poliméricos, y el

análisis térmico dinámico mecánico es uno de las principales herramientas para medir la

viscoelasticidad de polímeros y compositos de base polimérica [49]. El examen de tensión

del PU y de los compositos fue hecho para determinar el modulo de Young y los

esfuerzos. La figura 4.15 presenta las curvas típicas de esfuerzo-deformación obtenidas

por el procesamiento de los datos obtenidos durante el examen de tensión y usadas para

determinar las propiedades mecánicas de los materiales. Con respecto al modulo de

Young se observo un incremento de 4.36 a 8.29 MPa a temperatura ambiente y de 3.62 a

5.76 Mpa a 37°C, con el incremento de la cantidad de nHA, esto es, el composito HA40

tuvo el mas alto modulo de Young mientras que el HA10 tuvo el mas bajo. Estos valores

del modulo se ven aceptables cuando son comparados con otros trabajos reportados en

la literatura [20].

Figure 4.15. Curvas esfuerzo-deformación de compositos.

En general, el modulo de Young de los compositos aumenta conforme aumenta el

porcentaje de nHA en la matriz de PU y parece mas estable a un a temperatura de 37°C

que para una temperatura de 25°C como se observa en la figura 4.16.

62

Figure 4.16. Modulo de Young en función del porcentaje de nHA a dos temperaturas

diferentes.

Otros parámetros obtenidos de los datos de las curvas esfuerzo-deformación a 25°C y

37°C son resumidos en la Tabla IV.3. Para las propiedades de esfuerzo a la fractura (σ)

no se observo una tendencia clara en el comportamiento del material, sin embargo se

puede observar una máximo de esfuerzo para los materiales HA10 y posteriormente una

disminución conforme aumenta el porcentaje de nHA. El valor para PU es mas bajo que

para en composito HA10 contrario a lo que podría pensarse, es decir podría deducirse

que la nHA ayuda al material a soportar mayor carga pero hasta un valor de 10%. En

cuanto a la elongación a la fractura (ε), se observa el mismo comportamiento anterior, el

material presenta un máximo de elongación para los compositos HA10 y disminuye con el

aumento de nHA.

El comportamiento anterior pudo observarse físicamente con la manipulación de los

materiales, ya que los compositos con 20, 30 y 40% en peso de nHA y el PU presentaron

dureza y fragilidad y fueron fragmentados con la manipulación, mientras que el HA10 fue

mas blando presentando características elásticas.

63

Tabla IV.3. Propiedades mecánicas de los compositos.

Modulo de Young (MPa), E

Esfuerzo a la fractura (MPa), σ

Elongación a la fractura, ε Muestra

25 °C 37 °C 25 °C 37 °C 25 °C 37 °C

PU 4.36 3.62 6.90 5.64 2.00 1.95

HA10 4.68 4.26 12.50 10.8 3.96 4.13

HA20 6.62 4.86 5.04 3.97 0.97 0.88

HA30 7.00 5.72 3.36 2.45 0.51 0.47

HA40 8.29 5.76 2.82 3.74 0.38 0.82

4.2.7 Absorción de agua

Es muy importante investigar el comportamiento de absorción de agua de los materiales

poliméricos y compositos de matriz polimérica debido a que podría tener efectos

benéficos o perjudiciales en sus propiedades, por ejemplo decrementando la vida de los

compositos por la formación de microgrietas. En la figura 4.17a se presentan las curvas

de absorción de agua de nHA y en la figura 4.17b se presentan las curvas para PU y los

compositos.

Puede observarse que la absorción de agua incrementa significativamente con la

incorporación de la nHA en la matriz polimérica (Figura 4.17b), es decir, la incorporación

de nHA aumenta la habilidad hidrofilica de los compositos y aumenta conforme aumenta

el porcentaje de nHA. Esto puede ser atribuido principalmente a las interfaces internas

formadas entre el polímero y la fase bioactiva, además la nHA debido a su tamaño

nanométrico y porosidad tiene una mayor área superficial (mayor área activa). La nHA

alcanza su máxima absorción de agua (con un 20% de incremento en peso) a las 24

horas de ser sumergido. Mientras que los compositos con poliuretano absorben mas

cantidad de agua en las primeras 12 horas y posteriormente absorben agua lentamente

hasta las 72 horas que fueron sumergidos los materiales. Para los compositos de 10 y

20% de nHA es más lenta la absorción posiblemente a la mejor dispersión de la nHA en la

matriz de PU.

64

Figure 4.17. Grafica de absorción de agua para nHA (a) y absorción de agua para los

compositos PU/nHA (b).

4.2.8 Biodegradación

Para las pruebas de degradación se utilizó el método de examen de degradación in vitro

por PBS para polímeros hidroliticamente degradables para uso en implantes quirúrgicos

[ASTM F1635]. El análisis de degradación fue hecho para determinar que tan rápido

puede ocurrir la degradación y las pruebas se corrieron durante 56 días. La figura 4.18

presenta la grafica de masa remanente de nHA pura y los compositos contra el tiempo de

65

incubación en PBS. Los datos son expresados como el promedio de las tres muestras

analizadas ± desviación estándar.

Figure 4.18. Efecto del tiempo de sumergido en PBS en el peso de los materiales

sintetizados.

Todos los materiales sujetos a examen perdieron peso, sin embargo estos exhiben una

mínima pero progresiva degradación después de un periodo de 8 semanas de sumergidos

en PBS. Una disminución mayor en el % en peso de 1.2 a 2 % fue experimentada entre

los días 14 y 21 para todos los materiales, la pérdida depende de la composición del

material. La máxima degradación se observó para la nHA pura (4%) y en el caso de los

compositos degradaron más rápido los de porcentajes de 30 y 40% de nHA. Los

compositos HA10 y HA20 pierden solo 3.2 y 3% del peso inicial después de las 8

semanas de degradación y los compositos con menor degradación fueron los HA20, es

decir, puede observar claramente mayor estabilidad a la degradación de los compositos

con menor cantidad de nHA que para los compositos con mayor cantidad. Además se

observa una relación entre la degradación y la absorción de agua (presentada en la

sección anterior) de los compositos ya que los materiales con más alta absorción de agua

(HA30 y HA40) presentan también una más rápida perdida de peso o degradación.

66

4.2.8.1 Microscopia electrónica de barrido

En la figura 4.19 se presenta la morfología en la superficie de los materiales después de

la inmersión en PBS observadas mediante MEB, las observaciones presentan mayor

porosidad y un ligero agrietamiento el cual incrementa con el tiempo de degradación

aunque los cambios difieren dependiendo de la composición de los compositos, es decir,

en éstas se puede observar que para los compositos de 20 %wt nHA en adelante

comienzan a propagarse grietas que se hacen mas notorias para los compositos de 30 y

40% en peso de nHA. Estos datos implican que es posible variar la susceptibilidad a la

degradación con la variación del porcentaje de la nHA. En la figura 4.19f se presenta el

análisis por EDS para los compositos HA40 como un ejemplo del comportamiento de

todos los materiales, donde se observo que debido a la degradación de los compositos

aumentó la relación de Ca/P (tabla IV.4) lo que sugiere que la degradación ocurre

mayormente por el grupo fosfato (PO) de la nHA.

67

Figure 4.19. Fotomicrografía MEB: se muestra la morfología de la superficie de los

compositos después de la degradación (a-d) y (e) corresponde al EDS para el composito

HA40.

Tabla IV.4 Se presentan las relaciones Ca/P antes y después de la inmersión en PBS.

Muestra Ca/P, antes de análisis

Ca/P , después de degradación en

PBS HA10 1.56 1.95

HA20 1.58 1.96

HA30 1.61 1.94

HA40 1.51 1.97

4.2.9 Bioactividad determinada in vitro mediante SBF

La habilidad de formar apatita parecida al hueso sobre la superficie de los materiales fue

determinada in vitro mediante el uso de SBF, este análisis es útil para predecir

cualitativamente y cuantitativamente la bioactividad. Una de las ventajas mas importantes

de este análisis es poder predecir la bioactividad antes de examinar con animales y por lo

tanto la reducción del número de animales utilizados y la reducción de la duración de los

experimentos en animales, para su futuro análisis. La figura 4.20 presenta las graficas del

incremento de peso de los materiales sintetizados contra el tiempo de incubación en SBF

en el cual la mayoría de los compositos sujetos al examen incrementan peso debido a la

formación de la apatita antes de 15 días de inmersión, mientras que el PU pierde peso de

aproximadamente 1% por degradación, sin embargo a 21 días todos los compositos

68

pierden masa probablemente debido al desprendimiento de la capa de apatita formada y/o

a una disolución en el SBF de la misma.

Figure 4.20. Incremento de masa de nHA y compositos después de la incubación en SBF.

4.2.9.1 Difracción de rayos X

El análisis de difracción de rayos X de los compositos mediante haz razante después de

ser sometidos a 7 días de inmersión en SBF confirman que la fase obtenida es

hidroxiapatita HA cristalina debido a que no se observa otra fase diferente a la que se

tenia antes de ser sumergidas en el fluido (figura 4.21).

4.2.9.2 Espectroscopia de infrarrojo

El análisis de FTIR del PU, nHA y compositos (Figura 4.22) muestra los espectros con las

bandas características de PU y nHA. Para PU, las bandas principales de C-O a 1732

cm−1, N-H vibración elástica a 3440 cm−1, vibración simétrica y asimétrica de CH2 a 2945

cm−1 y 2868 cm−1, respectivamente fueron observadas.

Para HA, bandas a 1033cm−1, 1095 cm−1, 565cm−1 y 603cm−1 correspondientes a los

grupos PO43−; las bandas asignadas a los grupos hidroxil (OH-) a 634 cm−1 confirman la

presencia de la fase HA. Mientras que para los compositos, no es observada una banda a

69

3573 cm−1 que corresponde a los grupos OH− debido a la probable formación de un

enlace entre el PU de los compositos y la HA formada.

Figure 4.21. Difractograma de DRX de nHA y compositos después de 7 días de inmersión

en SBF.

Figure 4.22. Difractograma de DRX (a) y FTIR (b) de nHA y compositos después de 7 días

de inmersión en SBF.

70

4.2.9.3 Microscopia electrónica de barrido

En las figuras 4.23 a 4.27 se presentan las imágenes de microscopia electrónica de

barrido tomadas en la superficie de los compositos después de la inmersión en SBF, los

resultados confirmaron que los materiales son capaces de formar HA con formas

esféricas en la superficie de los compositos (con excepción del PU) en un corto periodo

de tiempo prediciendo que estos tendrán una alta capacidad de enlazarse al hueso vivo

también en un corto periodo de tiempo.

La figura 4.23 presenta la superficie de las muestras después de un día de inmersión, en

la cual ya se puede observar un crecimiento de la HA y se observan partículas esféricas

menores a una micra.

Figure 4.23. Fotomicrografías de MEB de los compositos a un día de sumergir en SBF.

71

Para 7 días de inmersión, el tamaño de las partículas esféricas incrementa

considerablemente (entre 2-5 μm) y la formación de aglomerados es observada con el

incremento del tiempo. Las partículas son de mayor tamaño y se acumulan unas sobre

otras formando una capa compacta de mayor espesor (Figura 4.24).

Figure 4.24. Micrografías de MEB de los compositos a 7 días de la inmersión en SBF: (a)

HA10; (b) HA20; (c) HA30 and (d) HA40.

La figura 4.25 presenta el desarrollo gradual de HA sobre la superficie de los compositos

como resultado del incremento de los días de inmersión en SBF (14 días). En este tiempo

de inmersión todos los compositos se observan cubiertos por una capa estrechamente

compactada de HA con algunas grietas debidas a la perdida de humedad en la superficie

y a la manipulación de las muestras.

72

Figure 4.25. Micrografías de MEB de los compositos a 14 días de la inmersión en SBF: (a)

HA10; (b) HA20; (c) HA30 and (d) HA40.

Después de 14 días los compositos se mantuvieron en incubación dos semanas más, y se

observa la apatita del mismo tamaño y forma anterior (figura 4.26 y 4.27). La formación de

las capas de HA en los compositos aumenta de tamaño con el aumento del tiempo de

inmersión en SBF y los aglomerados esféricos de la ultima capa de HA formada

aumentan también comparados con otros compositos [35,37]. En la figura 4.26 se pudo

observar el espesor de la capa de HA para 21 días de incubación con un tamaño entre 15

y 20 μm.

La formación de HA sobre la superficie de los compositos fue analizada cualitativamente

por EDS, corroborando la presencia en la superficie de los compositos de iones calcio y

fosforo. La HA detectada a un día de inmersión tuvo una relación promedio Ca/P de cerca

de 1.5, mientras a la primera semana de inmersión la relación fue de aproximadamente

73

1.85. Después de 14 días de inmersión, todas las superficies fueron completamente

cubiertas por una capa compacta de HA y la relación promedio Ca/P fue de alrededor de

1.6 y esta relación se mantuvo para un tiempo de 21 días, en la Tabla IV.5 se muestran

estos resultados.

Figure 4.26. Micrografías de MEB de los compositos a 21 días de la inmersión en SBF.

Tabla IV.5. Se presentan las relaciones Ca/P antes y después de la inmersión en SBF.

Muestra Antes de análisis

1 día 7 días 14 días 21 días 28 días

HA10 1.56 1.46 1.75 1.68 1.65 1.88

HA20 1.58 1.56 1.84 1.55 1.66 1.74

HA30 1.61 1.42 1.87 1.61 1.66 1.56

HA40 1.51 1.51 1.92 1.66 1.67 1.73

74

Figure 4.27. Micrografías de MEB de los compositos a 28 días de la inmersión en SBF.

La figura 4.28 presenta los análisis por EDS antes y después de la inmersión para los

compositos HA40 a 21 días de incubación y en estas es fácilmente observado el

incremento en la señal de los elementos Ca y P como resultado del crecimiento de HA.

De acuerdo a los resultados obtenidos, es importante hacer una pequeña discusión

respecto al comportamiento esperado de los materiales sinterizados en el caso de ser

expuestos a pruebas in vivo. Sabemos que las fases presentes en los materiales son

biocompatibles, por lo que se esperaría descartar totalmente problemas relacionados de

toxicidad en caso de ser implantados [1,2,6]. Por otro lado, a partir de este estudio,

analizando las propiedades de absorción de agua y degradación de los compositos, es de

esperarse que a medida que aparecen los poros en el material puede ayudar a mejorar la

regeneración de hueso nuevo cuando el material es implantado; esto es, la mezcla de las

dos fases de HA y PU actúan como semillas para el hueso nuevo y soporte

75

respectivamente, actuando como fuentes de Ca y P necesarios la formación de hueso

[38].

Figura 4.28. Análisis de EDS antes (a) y después (b) de la inmersión en SBF.

76

CONCLUSIONES

1. Polvos de nHA pudieron ser exitosamente fabricados mediante diferentes métodos

de síntesis (precipitación con agitación mecánica, precipitación con agitación

ultrasónica, cristalización hidrotérmica y sol-gel) a baja temperatura con sustitución

parcial de grupos (CO32-); los polvos nanocristalinos en todos los casos, se

presentan como aglomerados submicrométricos con diferentes morfologías, así

como composición homogénea y muy cercana a la estequiométrica.

2. De los métodos utilizados para la síntesis de nHA, el método de precipitación con

agitación ultrasónica reduce considerablemente el tiempo de síntesis de nHA y

provee características nanométricas al material, lo que conlleva a una alta área

superficial (valor) y por lo tanto mayor interacción matriz-refuerzo.

3. Materiales compositos híbridos PU/nHA con incorporación in situ de nHA con

concentraciones de 0, 10, 20, 30, 40 % en peso, fueron exitosamente fabricados

mediante un método de polimerización en dos pasos. La nHA fue

homogéneamente dispersa en la matriz de PU.

4. El método de síntesis con incorporación in situ de los polvos de nHA durante la

polimerización, promueve un enlace químico entre la matriz y la fase de refuerzo

(nHA).

5. La estabilidad térmica del PU incrementa por la incorporación de nHA en todos los

compositos, sin embargo existe una mayor estabilidad a porcentajes de 10 y 20%

en peso.

6. Los compositos hibridos resultantes presentaron propiedades mecánicas

satisfactorias para un posible uso en sustitución en una futura aplicación,

especialmente los compositos de composición 10% y 20% de nHA debido a un

mayor modulo y baja degradabilidad.

7. Es posible incrementar o decrementar la suceptibilidad a la degradación con la

variación del porcentaje de nHA en los compositos.

77

8. Los grupos hidroxilo de la nHA actúan como elementos de nucleación para la

formación de los nuevos cristales de hidroxiapatita en la superficie de los

compositos.

9. Crecimiento de HA en la superficie de todos los compositos después de sumergir

en SBF aseguran alta bioactividad e interacción química favorable para una futura

implantación permitiendo una estrecha unión con el tejido circundante.

10. Todos los compositos con porcentajes de 10-40% en peso presentan

características distintivas y podrían ser en un futuro, estudiados in vivo como

sustituto de hueso o en situaciones médicas específicas.

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