INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL
ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA QUÍMICA E INDUSTRIAS EXTRACTIVAS
“SÍNTESIS POR VÍA SOL-GEL Y CARACTERIZACIÓN DE LA ESTRUCTURA Y MICROESTRUCTURA DE 3CaO-2SiO
2PARA SU USO COMO BIOMATERIAL”
TESIS QUE PARA OBTENER EL TITULO DE:
INGENIERA EN METALURGÍA Y MATERIALES PRESENTA:
CECILIA MERCADO ZÚÑIGA
DIRECTORA DE TESIS:
DRA. LUCÍA TÉLLEZ JURADO
MÉXICO D. F., 2008
AGRADECIMIENTOS
Al Instituto Politécnico Nacional por brindarme el privilegio de formar parte de sus tantas filas de estudiantes y por su formación académica en esta Institución tan prestigiosa.
A la ESIQIE y en particular al Departamento de Ingeniería Metalúrgica y Materiales (DIMM), por darme la valiosa oportunidad de dirigir la “XXXI Semana de Ingeniería Metalúrgica y Materiales”, ya que este evento representó todo un reto para mí, además formó parte de mi formación académica y de mis tantas experiencias en este Departamento.
A la Dra. Lucía Téllez Jurado por ver en mí la capacidad de finalizar con éxito uno más de sus trabajos de dirección de tesis, por creer en mí, por la paciencia, por todo su apoyo y comprensión al realizar este trabajo de investigación.
Al Dr. Roberto Vargas y al Dr. Carlos Gómez; Sinodales de este trabajo, ya que sus comentarios y sugerencias sirvieron para su exitosa culminación.
DEDICATORIA
Quiero dedicar este trabajo a mis padres Tayde y Alejandro: a mi madre por su apoyo incondicional ante las adversidades de la vida y del destino, porque siempre tuvo la fuerza para corregirme y ayudarme en los tropiezos de mi camino, por tener la certeza de mi éxito, y por su incansable presión para culminar este trabajo. A mi padre a quien le debo todo lo que soy, todo mi éxito y mi felicidad:
“Gracias papacito por tu grandioso e inagotable esfuerzo, gracias por apoyarme incondicionalmente ante todo y ante todos, por darme todo lo que tuviste, siempre serás en mi vida un ejemplo.
Soy muy afortunada y sé que nunca me faltará nada mientras estés a mi lado.
Porque no sé que hubiera hecho sin ti.
Gracias y no olvides nunca que “te amo demasiado”,
y que este éxito también es tuyo, porque luchaste junto a mi para conseguirlo”.
A mis hermanos Nayely y Alejandro porque cada uno a su forma me ha enseñado diferentes cosas de la vida, por ser como son y lo que representan para mi, porque no me imagino la vida y este largo recorrido sin ustedes dos.
A la M. en C. Marlene Rodríguez por haber depositado en mí toda su confianza, por que además de ser para mí una asesora más en la realización de este trabajo, se convirtió en mi amiga. Al M. en C. Edgar Contreras por haber contribuido con sus habilidades en el manejo de algunos de los equipos de caracterización y por su valiosa amistad al igual que los M. en C.
Liliana Cosmes, Alfredo flores y Albert López, por su valiosa amistad y sus contribuciones.
A Marco, porque cuando apareciste en mi vida me ayudaste a retomar mi camino. Nunca lo
olvidaré.
ÍNDICE
RESUMEN . . . vi
OBJETIVO . . . vii
JUSTIFICACIÓN . . . viii
INTRODUCCIÓN. . . 1
CAPÍTULO 1. GENERALIDADES 1.1. Biometales . . . 5
1.1.1 Aleaciones de Cobalto-Cromo . . . .7
1.1.2 Aceros Inoxidables . . . .9
1.1.3 Titanio y aleaciones de base titanio . . . .10
1.2. Vidrios Bioactivos . . . 13
1.3. Vitrocerámicos bioactivos . . . 15
1.4. Biocerámicas . . . .16
1.4.1 Cerámicas Bioinertes . . . .16
1.4.1.1. Alúmina . . . .17
1.4.1.2. Circonia . . . .19
1.4.1.3. Compósitos . . . 21
1.4.1.4. Carbono . . . .22
1.4.2 Cerámicas Biodegradables o Reabsorbibles . . . 24
1.4.2.1. Fosfato Tricálcico . . . 24
1.4.3 Cerámicas Bioactivas . . . .26
1.4.3.1. Hidroxiapatita . . . 26
1.4.4 Silicatos Bioactivos. . . .29
1.4.3.2. Wollastonita . . . 29
1.5. Proceso Sol-Gel . . . 30
1.5.1 Precursores . . . .32
1.5.2 Hidrólisis y condensación . . . 33
1.5.3 Transición de sol a gel . . . .34
1.5.4 Secado y sinterización . . . 35
1.6. Obtención de biomateriales por Sol-Gel . . . .36
1.7. Técnicas de caracterización de los materiales . . . 37
1.7.1. Difracción de Rayos X (DR_X). . . 37
1.7.2. Espectroscopia infrarroja (FT-IR) . . . .38
1.7.3. Microscopía Electrónica de Barrido (MEB) . . . .39
CAPÍTULO 2. DESARROLLO EXPERIMENTAL 2.1. Características de las materias primas . . . 41
2.2. Desarrollo de la síntesis . . . 42
2.3. Tratamiento térmico . . . 45
2.4. Caracterización . . . .46
2.4.1. Difracción de Rayos X (DR-X). . . .46
2.4.2. Espectroscopia infrarroja (FT-IR) . . . 46
2.4.3. Microscopía Electrónica de Barrido (MEB
)
. . . 472.5. Evaluación de la bioactividad . . . .47
2.5.1. Preparación del fluido corporal simulado (SBF) . . . .47
CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 3.1. Síntesis de los materiales . . . 49
3.2. Caracterización de los materiales . . . 50
3.2.1. Difracción de Rayos X . . . 50
3.2.2. Espectroscopia infrarroja (FT-IR) . . . .56
3.3. Análisis de la respuesta bioactiva . . . .60
3.3.1. Difracción de Rayos X . . . 60
3.3.2. Microscopía Electrónica de Barrido (MEB) y EDS . . . 62
CONCLUSIONES . . . 68
BIBLIOGRAFÍA . . . .69
LISTA DE TABLAS
Número Título Página
1 Metales y aleaciones implantables, de uso clínico más importantes. 6 2 Propiedades mecánicas de diferentes materiales con diferentes
composiciones.
7
3 Composición química de las aleaciones de Cobalto más usadas en cirugía ortopédica. Composición química de las aleaciones de Cobalto más usadas en cirugía ortopédica.
9
4 Composiciones químicas de los diferentes grados de Titanio c.p 11 5 Propiedades mecánicas de los diferentes grados de Titanio c.p. 11
6 Características físicas de las biocerámicas de Al2O3 19
7 Características físicas de dos tipos de materiales de circonia. 21
8 Características de cerámicas bioinertes. 22
9 Propiedades de las materias primas empleadas para la síntesis de los materiales.
41
10 Composición de los materiales sintetizados. 42
11 Concentración nominal de iones del SBF en comparación con los del plasma sanguíneo humano.
48
12 Tiempos de gelificación de las muestras. 49
13 Asignación de las principales bandas de los materiales. 60
LISTA DE FIGURAS
Número Título Página
1 Estructura de la hidroxiapatita proyectada sobre el plano 0001. 27 2 Diagrama de bloques del desarrollo experimental. 43
3 Tratamiento térmico empleado en los materiales. 45
4 Espectros de DR-X de los materiales sintetizados a temp. ambiente con diferentes contenidos de HNO3 en xerogeles.
50
5 Espectros de DR-X de los materiales sintetizados a 50ºC con diferentes contenidos de HNO3 en xerogeles.
51
6 Espectros de DR-X de los materiales sintetizados a temp. ambiente con diferentes contenidos de HNO3 después de secado a 120°C.
52
7 Espectros de DR-X de los materiales sintetizados a 50ºC con diferentes contenidos de HNO3 después de secado a 120°C.
53
8 Espectros de DR-X de los materiales sintetizados a temp. ambiente con diferentes contenidos de HNO3 después de tratamiento térmico a 1000°C.
54
9 Espectros de DR-X de los materiales sintetizados a 50°C con diferentes contenidos de HNO3 después de tratamiento térmico a 1000°C.
55
10 FT-IR de los materiales sintetizados a temp. ambiente con diferentes contenidos de HNO3 después de secado a 120°C.
56
11 FT-IR de los materiales sintetizados a 50ºC con diferentes contenidos de HNO3 después de secado a 120°C.
55
12 FT-IR de los materiales sintetizados a temp. ambiente con diferentes contenidos de HNO3 después de tratamiento térmico a 1000°C.
58
13 FT-IR de los materiales sintetizados a 50ºC con diferentes contenidos de HNO3 después de tratamiento térmico a 1000°C
59
14 Espectro de DR-X de la muestra sintetizada a temp. ambiente y con mayor contenido de HNO3.
61
15 Espectro de DR-X de la muestra sintetizada a 50°C con mayor contenido de HNO3.
62
16 Micrografía de la muestra sintetizada a temp. ambiente y con mayor contenido de HNO3, antes de ser inmersa en SBF y su microanálisis correspondiente.
63
17 Micrografía de la muestra sintetizada a temp. ambiente y con mayor contenido de HNO3, después de ser inmersa en SBF y su microanálisis correspondiente.
63
18 Micrografías de la muestra sintetizada a temp. ambiente y con mayor 64
contenido de HNO3, antes y después de ser inmersa en SBF.
19 Micrografía de la muestra sintetizada a 50°C y con mayor contenido de HNO3, antes de ser inmersa en SBF y su microanálisis correspondiente.
65
20 Micrografía de la muestra sintetizada a temp. ambiente y con mayor contenido de HNO3, después de ser inmersa en SBF y su microanálisis correspondiente.
65
21 Micrografías de la muestra sintetizada a 50°C y con mayor contenido de HNO3, antes y después de ser inmersa en SBF.
66
22 Formación de HA sobre CaSiO3 cerámico. 67
RESUMEN
En este trabajo se llevó a cabo un estudio experimental para la obtención de materiales que pueden servir como materiales bioactivos (vítreos o cerámicos cristalinos). La bioctividad se debe a que cuando estos materiales son inmersos en un fluido corporal simulado (SBF por sus siglas en inglés), presentan crecimiento de una capa de hidroxiapatita (HA, componente mineral de en los huesos) en su superficie.
Los materiales fueron preparados por el proceso sol-gel, el cual es un método que permite la síntesis de materiales vítreos, vitrocerámicos y cerámicos a temperaturas mucho más bajas que los métodos de procesamiento convencional, y corresponden al sistema 3CaO•2SiO2 (C3S2). La síntesis se llevó a cabo utilizando como materias primas al tetrametil ortosilicato (TMOS) como precursor de sílice (SiO2) y una sal de nitrato de calcio tetrahidratado (Ca(NO3)2•4H2O) como precursor del óxido de calcio (CaO). El disolvente utilizado fue alcohol etílico y como catalizador se utilizó ácido nítrico (HNO3). Las condiciones de síntesis fueron: se varió la relación molar catalizador/TMOS de 0.1-1, la relación molar de disolvente/TMOS y disolvente/Ca(NO3)2.4H2O se mantuvieron constantes en 2.5 y 11.5 respectivamente. Los materiales se secaron a temperatura ambiente y a una temperatura de 50ºC. Finalmente, los materiales se sometieron a tratamiento térmico en el intervalo de temperatura ambiente a 1000 °C con una velocidad de calentamiento de 10ºC/min y un tiempo de permanencia de 2 h en atmósfera de nitrógeno con un flujo de 150 ml/min. Tanto los geles secos como los materiales sometidos a los diferentes tratamientos térmicos fueron caracterizados por FT-IR y DR-X. Los materiales resultantes tienen una estructura amorfa y una morfología porosa. El tratamiento térmico empleado reveló la presencia de silicatos cálcicos (2CaO⋅SiO2, 3CaO⋅SiO2, 3CaO⋅2SiO2). Se realizó la evaluación de la bioactividad a dos de los materiales sintetizados (los de mayor relación catalizador/TMOS sintetizados a temperatura ambiente y a 50°C), estos fueron sumergidos en SBF por un tiempo de 70 h. Los resultados obtenidos por DR-X, MEB y EDS demostraron la bioactividad de estos materiales al observarse el crecimiento de una capa de hidroxiapatita en su superficie, lo cual es acorde a la literatura.
OBJETIVOS
¾ Determinación de los parámetros de síntesis para la obtención de geles promotores de disilicato tricálcico (3CaO·2SiO2) por procesamiento Sol-Gel.
¾ Obtención del disilicato tricálcico por tratamiento térmico de geles precursores.
¾ Determinación de la estructura y microestructura de materiales de 3CaO·2SiO2 como función de los parámetros de síntesis empleados, así como de las condiciones de tratamiento térmico empleado.
¾ Evaluación bioactiva de los materiales de 3CaO·2SiO2 mediante la formación de una capa de hidroxiapatita en su superficie después de su inmersión en SBF.
JUSTIFICACIÓN
Por muchos años han sido usados clínicamente materiales sintéticos y naturales para reconfigurar estructuras anatómicas por razones estéticas y terapéuticas en diferentes situaciones quirúrgicas.
Se ha despertado un gran interés por el uso de los materiales cerámicos para aplicaciones biomédicas. Inicialmente utilizados como una alternativa a los materiales metálicos, con el propósito de incrementar la biocompatibilidad de los implantes, las biocerámicas se han convertido en una clase diversa de biomateriales, incluyendo actualmente tres tipos: cerámicas cuasi inertes; cerámicas bioactivas o reactivas superficialmente y cerámicas reabsorbibles o biodegradables[1].
Gracias a la flexibilidad del proceso sol-gel para preparar materiales de composiciones variadas, fuera del intervalo de estabilidad dictaminado por los diagramas de fases, a menor temperatura y con mayor homogeneidad, lo hacen el método idóneo para sintetizar materiales del sistema SiO2-CaO[2] para usos como biomateriales debido a que después de haber sometido los materiales resultantes a un trtatamiento térmico se obtiene wollastonita, y ésta al estar en contacto con SBF promueve la aparición de hidroxiapatita (HA- componente principal del hueso), en la superficie de los materiales.
INTRODUCCIÓN
Los biomateriales son materiales naturales o artificiales que se usan para complementar o reemplazar las funciones del tejido vivo. El uso de biomateriales data de antiguas civilizaciones.
En momias egipcias se han encontrado ojos, orejas, dientes y narices artificiales. Los chinos y los hindúes usaron ceras, gomas y tejidos para reconstruir partes defectuosas del cuerpo. A través de los siglos, los avances en materiales sintéticos, técnicas quirúrgicas y métodos de esterilización han permitido el uso de biomateriales en muchas formas. Hoy, la práctica médica utiliza un gran número de dispositivos e implantes. Los biomateriales en forma de implantes (suturas, platinas para hueso, reemplazo de articulaciones, ligamentos, injertos vasculares, válvulas cardiacas, lentes intraoculares, implantes dentales, etc.) y dispositivos médicos (biosensores, corazones artificiales, tubos de sangre, etc.) se usan ampliamente para reemplazar y/o restaurar la función de órganos ó tejidos traumatizados o degenerados, para ayudar a sanar, para mejorar la función, corregir anomalías, y por lo tanto mejorar la calidad de vida de los pacientes[3].
Los biomateriales se pueden clasificar, en términos de la respuesta interfacial del tejido vivo, en cuatro grupos[4].
• Tipo 1. Casi inertes, de superficie suave
• Tipo 2. Casi inertes, de superficie microporosa
• Tipo 3. Con superficie reactiva controlada
• Tipo 4. Reabsorbibles
Una gran parte de los biomateriales que se usan actualmente son del tipo 1. Estos materiales han evolucionado para lograr una combinación de propiedades físicas que igualarán a las de tejidos que se necesitan reemplazar con un mínimo de respuestas tóxicas para el organismo.
Sin embargo, la presencia física de un implante siempre produce alguna respuesta en el tejido adyacente. Para los biomateriales de tipo 1, la respuesta es una cápsula fibrosa delgada (0.1-10 μm) que separa el implante y el tejido adyacente. Aunque la cápsula es contigua a los constituyentes acelulares del tejido, no se adhiere al implante. Esta falta de adherencia induce a
movimientos del implante bajo esfuerzos y es responsable de las limitaciones en el tiempo de vida media de un implante.
Los biomateriales de tipo 2, 3 y 4 tienen su origen en investigaciones dirigidas a la mejora de la estabilidad interfacial de los implantes. Los implantes de tipo 2 se basan en la hipótesis de que una red controlada de poros permitirá el intercrecimiento de los tejidos. Una interface porosa reproduce la interdigitación de los componentes acelulares del tejido natural en las uniones del cuerpo, tales como tendón-hueso.
Un biomaterial de tipo 3 se diseña para favorecer la reacción en la interfase del tejido, a diferencia de los tipos 1 y 2 en la que se pretende minimizarla. Cuando las velocidades de las reacciones de superficie se controlan correctamente, los tejidos reparadores que resultan de la cirugía se incorporan estructuralmente dentro de las capas inorgánicas reactivas formadas sobre la superficie del implante. Idealmente, este tipo de interfase resulta en uniones químicas estructurales que duplican los mecanismos de unión de componentes celulares y acelulares de los tejidos naturales.
En contraste con los tres tipos anteriores, un biomaterial de tipo 4 se diseña para ser reemplazado por el tejido regenerado. Idealmente, no hay diferencias apreciables entre el sitio del implante y el tejido receptor después de que el material se reabsorbe.
Los materiales que se usan para aplicaciones biomédicas también se pueden agrupar según su naturaleza, como metales, cerámicos, polímeros y materiales compuestos.
Los materiales metálicos presentan buenas propiedades mecánicas (resistencia, tenacidad, etc.) respecto a otros materiales como los polímeros y cerámicos pero no todos los materiales metálicos son aceptados biológicamente por parte de los tejidos que están en contacto con ellos.
Los metales y aleaciones metálicas más utilizadas como biomateriales son el titanio comercialmente puro y sus aleaciones, las aleaciones de cobalto-cromo y algunos aceros inoxidables.
Los materiales cerámicos usados como biomateriales incluyen materiales inertes como la alúmina, o biocompatibles y bioactivos como TiO2, ZrO2, Bioglass®, carbón e hidroxiapatita (HA). También son materiales que generalmente no generan reacciones adversas en el organismo, pero no son suficientemente tenaces como para utilizarlos en aplicaciones que requieran soportar carga.
Por otro lado, hay un gran número de polímeros que se incluyen dentro de los biomateriales, tales como el polietileno (PE), poliuretano (PU), politetrafluoretileno (PTFE), polimetilmetacrilato (PMMA), polietileno tereftalato (PET), silicona, ácido poliláctico (PLA) y ácido poliglicólico (PLG). Estos materiales no soportan altas cargas ni aplicaciones que involucren altas temperaturas.
Los materiales compuestos constituyen una alternativa que combina las bondades de dos o más tipos de materiales diferentes. Incluyen matrices reforzadas con fibras y partículas de variada composición.
Por otro lado, los biomateriales tienen que actuar sin degradarse ni aportar iones extraños que causen reacciones adversas en el organismo en el ambiente interno del cuerpo humano, que es muy agresivo y cambiante, cumpliendo su función.
Los materiales bioactivos son aquellos materiales naturales o artificiales que pueden remplazar algunas de las partes del cuerpo, cumpliendo todas las funciones que requiere el órgano o tejido al que sustituyan y que al quedar incorporados al organismo resultan inofensivos para el mismo, de ahí, que la bioactividad sea la capacidad del material de permitir un enlace fuerte y directo del tejido vivo con su superficie. Estos materiales se usan generalmente en aplicaciones dentales y ortopédicas. El concepto fue introducido en 1971 con el descubrimiento del biovidrio conocido como 45S5 Bioglass®. Este material esta compuesto de SiO2-CaO-P2O5- Na2O, el cual desarrolla un enlace interfacial entre el implante y el hueso al cual es implantado. A partir de este descubrimiento muchos vidrios y cerámicos con composiciones similares se han estudiado extensivamente para aplicaciones clínicas. Hasta 1990 fue aceptado que, para ser un vidrio bioactivo, las composiciones de tales vidrios deberían contener en su composición P2O5 y
Na2O. A partir de esa fecha, varios tipos de materiales bioactivos se han desarrollado partiendo de vidrios basados en el sistema CaO-SiO2.
La cantidad de CaO determina la bioactividad del material y por lo tanto, juega un rol importante en la formación de hueso, ya que es activamente biológico debido a la disolución de los iones de calcio a partir de este, formando capas de HA sobre su superficie cuando es sumergido en SBF. Sin embargo, los materiales de silicato cálcico con alto contenido de CaO son imposibles de obtener utilizando el método tradicional de fusión (melt-quench) debido a la región de inmiscibilidad líquido-líquido que se presenta entre 0.02 y 0.3 fracción mol de CaO[5].
Debido a lo anterior, el presente trabajo se enfoca en la obtención de materiales base SiO2- CaO (3CaO•2SiO2) con altos contenidos de CaO (>0.2 fracción mol de CaO) por el proceso sol- gel, para la obtención de silicatos cálcicos y la formación de HA en su superficie por contacto con SBF.
CAPITULO 1. GENERALIDADES
1.1. Biometales
[6]
La necesidad de utilizar materiales confiables como biomateriales, en especial en relación a las propiedades mecánicas, ha conducido a la utilización de metales y aleaciones metálicas con una buena biocompatibilidad, pasividad química y propiedades adecuadas para un buen comportamiento a largo plazo. Muchos metales usados para fabricar implantes, como hierro, cromo, cobalto, níquel, titanio, tántalo, molibdeno y wolframio, pueden ser tolerados por el cuerpo en cantidades mínimas. Incluso, algunos de estos metales, presentes de forma natural en el cuerpo, son indispensables en las funciones celulares (Fe), o en la síntesis de vitaminas (Co), pero no son tolerados a partir de cierta cantidad límite.
La biocompatibilidad de los implantes metálicos es de considerable importancia ya que se pueden corroer en un ambiente hostil como el del interior del cuerpo humano. La corrosión de los implantes metálicos es crítica porque puede afectar de forma adversa no sólo la biocompatibilidad sino también la integridad mecánica. La corrosión y la disolución de la película de óxidos superficiales son los dos mecanismos por medio de los cuales se introducen iones adicionales en el cuerpo. Una extensiva liberación de iones procedente de la prótesis puede resultar en reacciones biológicas adversas y acarrear la falla mecánica del dispositivo implantado.
Los materiales metálicos presentan buenas propiedades mecánicas (resistencia, tenacidad, etc.) respecto a otros materiales como son los polímeros y cerámicos. Esto hace que sean los materiales más adecuados para aplicaciones estructurales, como pueden ser las prótesis articulares, placas de osteosíntesis (regeneración de células del hueso), tornillos de fijación, implantes dentales, entre otras aplicaciones.
No todos los materiales metálicos son aceptados biológicamente por parte de los tejidos que están en contacto con ellos, y los estudios de biocompatibilidad son fundamentales para la aplicación de un biomaterial. Por otra parte, los materiales metálicos implantables, deben
presentar una buena resistencia a la corrosión, ya que si se produce la oxidación del metal por el ambiente hostil del cuerpo humano, además de que el implante se debilita, se produce una liberación de productos de corrosión a los tejidos circundantes produciendo efectos no deseables.
Los metales y aleaciones que presentan las propiedades anteriormente citadas para aplicaciones de uso clínico como implantes, se exponen en la Tabla 1.
Tabla 1.- Metales y aleaciones implantables, de uso clínico más importantes.
Material Composición Condición
Ac. Inox. Austenítico AISI 316 Fe-18Cr-14Ni-3Mo Forjado AISI 316 LVM Fe-21Cr-9Ni-4Mn-3Mo-Nb-N. Forjado
Aleaciones Cromo-Cobalto
Co-28Cr-6Mo Colado Co-28Cr-6Mo Forjado Co-28Cr-6Mo Pulvimetalúrgia Co-35Ni-20Cr-10Mo Forjado Titanio comercialmente puro Ti (>99.9) Forjado
Aleaciones de Titanio
Ti-6Al-4V Forjado Ti-3Al-2.5V Forjado Ti-6Al-7Nb Forjado
Como se puede observar, los materiales metálicos utilizados están basados en aleaciones hierro, cobalto y titanio. Los elementos de aleación están disueltos como soluciones sólidas y les proporcionan mejoras ante la corrosión, al desgaste o bien mejoran las propiedades mecánicas.
Algunos elementos en estado puro como el Cobalto, el Níquel o el Vanadio, son tóxicos y en muchas ocasiones proporcionan reacciones alérgicas. Sin embargo, estando aleados como soluciones sólidas la cantidad de iones que se liberan al medio fisiológico es insignificante y por tanto no suponen riesgo. Estas familias de metales utilizados clínicamente, se caracterizan por tener una excelente resistencia a la corrosión, debido a que en la superficie se forma una capa de óxido inerte que inhibe el ataque del medio fisiológico al metal y le confiere una extraordinaria protección. En ocasiones, mediante tratamientos químicos o electroquímicos, se favorece el
crecimiento de esta capa de óxido y de esta manera se garantiza el buen comportamiento de la misma.
Las composiciones químicas, microestructuras y las propiedades mecánicas de estas aleaciones están descritas tanto en normas nacionales como internacionales para asegurar especificaciones mínimas y de esta manera garantizar un buen comportamiento a largo plazo.
El método de conformación de implantes de los diferentes materiales juega un papel muy importante en las propiedades mecánicas de los materiales metálicos. Los provenientes de la solidificación (colados) son materiales que no tienen propiedades mecánicas tan elevadas como los forjados o conformados por deformación plástica (Tabla 2). Sin embargo, podrán obtenerse implantes con geometrías complicadas y con ventajas económicas.
Tabla 2.- Propiedades mecánicas de materiales con diferentes composiciones.
Material σ0 (Mpa) σ(Mpa) A%
CoCrMo, Colado 450 655 8
CoCrNiMo, Forjado 1580 1790 8 CoCrNiMo, Forjado + Recocido 276 600 50 CoCrNiMoFe, Forjado 1172 1310 12 Acero Inoxidable 316L, Forjado 690 860 12 Ac. Inoxidable 316L, Forjado + Recocido 195 505 40 σ0 el límite elástico, σ la resistencia máxima y A la elongación.
1.1.1. Aleaciones de Cobalto-Cromo
Otro método utilizado para la fabricación de implantes, especialmente de la aleación Cromo- Cobalto, es el pulvimetalúrgico, el cual está basado en la compactación y sinterización de pequeñas partículas de la aleación. La sinterización se puede realizar a una elevada presión y temperatura con el fin de eliminar la porosidad. Con este método se obtienen piezas sin heterogeneidad en la composición química, microestructuras homogéneas y controladas y se evitan los rechupes (contracciones de volumen producidos en la solidificación).
Las aleaciones de cobalto se pueden dividir en dos tipos: la aleación moldeable CoCrMo y las aleaciones forjadas CoCrMo. Los dos elementos básicos son el cobalto (65 % peso) y cromo (35
% peso) que forman una solución sólida. Se adiciona Mo para producir un grano más pequeño que produce una mayor resistencia después de moldear o forjar. Las aleaciones moldeadas fueron las primeras utilizadas para acetábulos de prótesis total de cadera, presentan una estructura dendrítica con precipitados M23 C6 (M = Cr + Mo + Co) en los espacios interdendríticos. Estos carburos en forma de bloque endurecen el material, pudiendo ser disueltos mediante tratamientos térmicos a temperaturas de 1240°C. Las aleaciones forjadas CoNiCrMo de alta resistencia mecánica fueron desarrolladas al comienzo de los setentas, utilizadas en prótesis de cadera, de rodilla, de hombro y de mano.
En el proceso de recristalización, después de la conformación, se obtienen granos muy pequeños con una estructura monofásica. Se debe evitar la soldadura en esta aleación ya que las uniones son lugares propicios para la corrosión.
El módulo de elasticidad de las aleaciones base cobalto, está entre 220 y 234 Gpa que es superior incluso al de los aceros inoxidables (200-210 GPa), lo cual afecta al proceso de transferencia de carga entre el implante y el hueso.
Existen dos tipos de aleaciones cobalto-cromo con aplicación en cirugía ortopédica: las aleaciones coladas y las forjadas en caliente. La Tabla 3 presenta la composición química de las aleaciones de cobalto más usadas en la fabricación de implantes.
Las propiedades mecánicas se relacionan con la microestructura de la aleación. Mientras más fino el tamaño del grano y más homogénea la microestructura, mejores son las propiedades mecánicas del material. Las aleaciones forjadas tienen menores tamaños de grano y estructuras más homogéneas que las coladas.
En estado puro, el cobalto no posee la suficiente resistencia a la corrosión para aplicaciones quirúrgicas. Con la adición de cromo, la velocidad de corrosión se reduce debido a la formación de óxido de cobalto y cromo en la superficie de la aleación. La aleación ASTM F75 es la de
mayor contenido de cromo y por ello presenta mayor resistencia a la corrosión. Por esta razón, es la más utilizada en el reemplazo de uniones naturales o en la fijación interna de fracturas de huesos. Para la mayoría de los diseños utilizados en cirugía ortopédica la aleación ASTM F75 es plenamente satisfactoria, combinando buenas propiedades mecánicas con excelente resistencia a la corrosión además de la facilidad de ser colada en diferentes formas.
Además de las aplicaciones ortopédicas, las aleaciones de cobalto-cromo también se usan en implantes cardiovasculares, especialmente las aleaciones ASTM F90 y ASTM F562.
Tabla 3.- Composición química de las aleaciones de Cobalto más usadas en cirugía ortopédica.
Elemento CoCrMo (ASTM F75) Colada
CoCrWNi (ASTM F90) Forjada
CoNiCrMo (ASTM F562) Forjada
Min. Máx. Min. Máx. Min. Máx.
Cr 27.0 30.0 19.0 21.0 19.0 21.0
Mo 5.0 7.0 - - 9.0 10.5
Ni - 2.5 9.0 11.0 33.0 37.0
Fe - 0.75 - 3.0 - 1.0
C - 0.35 0.05 0.15 - 0.025
Si - 1.00 - 1.00 - 0.15
Mn - 1.00 - 2.00 - 0.15
W - - 14.0 16.0 - -
P - - - - - 0.015
S - - - - - 0.010
Ti - - - - - 1.0
Co Balance
1.1.2. Aceros Inoxidables
Los aceros inoxidables son aleaciones ferrosas que contienen un mínimo de 12% peso de Cromo, que les confiere una alta resistencia a la corrosión. Los aceros inoxidables se formulan en el sistema Fe-Cr y la adición de diversos elementos modifica su estructura.
El acero inoxidable forjado es el más ampliamente utilizado como aleación para implantes. El contenido total de Níquel y Cromo es ~ 23%, el Cromo forma el óxido que protege al resto del acero de la corrosión y el níquel es el elemento que le da tenacidad. Se puede trabajar fácilmente en caliente o en frío y no endurecen por tratamiento térmico.
El acero inoxidable 316L (16–18 % Cr, 10–14 % Ni y 2-3 % Mo) es el resultado de reducir el contenido en carbono en el acero inoxidable 316 del 0.08 % al 0.03 % para obtener mejor resistencia a la corrosión. Su aplicación está muy extendida, además de para prótesis de cadera a aplicaciones de uso temporal, tales como placas de fractura, tornillos, clavos y fijadores entre los más importantes.
1.1.3. Titanio y aleaciones de base titanio
El titanio es un material que combina una baja densidad (4.7 g/cm3) con una alta resistencia a la corrosión, derivada de su alta reactividad con el oxígeno, que origina la rápida formación de una capa superficial del óxido. Los óxidos formados van del TiO hasta el Ti7O12, y para capas delgadas muestran una superficie multicolor. Esta capa de óxido, a pesar de ser muy delgada, es impermeable, de modo que el metal queda cubierto por una capa inerte que lo protege de la corrosión. Muchos estudios demuestran que es también un material biocompatible. Esta propiedad, unida a la elevada relación resistencia mecánica/peso, a su bajo módulo de elasticidad (110 GPa) y a su resistencia a la corrosión, lo convierten en una buena alternativa para su uso en prótesis articulares, implantes dentales y otras aplicaciones en medicina.
El titanio, tiene su aplicación especialmente en implantes dentales y el resto de las aleaciones, debido a sus mejores propiedades mecánicas, las indicadas para prótesis articulares. Estas, en muchas ocasiones, deben ir combinadas con otro tipo de materiales poliméricos o cerámicos.
La obtención de implantes mediante solidificación, no es aconsejada para el titanio y sus aleaciones, debido a que el titanio tiene una elevada avidez por los elementos intersticiales (oxígeno, nitrógeno, carbono e hidrógeno) produciendo su incorporación en un aumento muy
brusco de la resistencia mecánica y un descenso muy importante en la ductilidad, presentando un comportamiento frágil.
El titanio comercialmente puro (c.p.) es de cuatro tipos o grados normalizados para implantes quirúrgicos, dependiendo del contenido de elementos intersticiales presentes los cuales controlan sus propiedades mecánicas. A mayor cantidad de elementos intersticiales, el grado aumenta es decir, el grado 1 es el más puro y el grado 4 el que contiene mayor cantidad de impurezas (Tabla 4) y el que presenta mayores valores de resistencia mecánica (Tabla 5).
Tabla 4.- Composiciones químicas de los diferentes grados de Titanio (c.p.)
Elemento Grado 1 Grado 2 Grado 3 Grado 4
Nitrógeno. Máx. 0.03 0.03 0.05 0.05 Carbono. Máx. 0.10 0.10 0.10 0.10 Hidrógeno. Máx. 0.0125 0.0125 0.0125 0.0125
Hierro. Máx. 0.2 0.30 0.30 0.50
Oxígeno. Máx. 0.18 0.25 0.35 0.40 Titán. Máx. Balance balance Balance Balance
Tabla 5.- Propiedades mecánicas de los diferentes grados de Titanio c.p.
Grado Resistencia máxima (Mpa)
Límite elástico 0.2% (Mpa)
Alargamiento (%)
Reducción área (%)
1 240 170 24 30
2 345 275 20 30
3 450 380 18 30
4 550 483 15 25
Además, el titanio presenta una transformación alotrópica a 882° C, presentando la fase α con estructura hexagonal compacta a temperatura ambiente. Cuando se calienta por encima de la temperatura de transformación aparece la fase β con estructura cúbica centrada en el cuerpo, que al enfriarla rápidamente a temperatura ambiente se transforma a la fase ά con estructura cristalina y con morfología de placas de martensita.
El titanio c.p. se utiliza para implantes dentales, ya que presenta una excelente capacidad de osteointegración, es decir, las células osteoblásticas crecen alrededor del titanio produciendo una buena fijación implante-hueso, además de biocompatibilidad y resistencia a la corrosión. Otra de las ventajas del titanio en aplicaciones biomédicas, es su módulo de elasticidad (110 GPa), la mitad que los aceros inoxidables o las aleaciones de cobalto. Siendo el módulo elástico del hueso 20 GPa, se comprende que el titanio sea más compatible elásticamente con el tejido natural que las otras dos aleaciones.
La aleación Ti6Al4V es la más utilizada de las de titanio para aplicaciones biomédicas, ya que presenta excelentes propiedades mecánicas, resistencia a la corrosión, biocompatibilidad y se pueden modificar sus propiedades mediante tratamiento térmico. Sin embargo, no presentan buena resistencia al desgaste y con el rozamiento con tejidos blandos puede presentar desgarre;
por tanto, en las prótesis de cadera las cabezas femorales son de óxido de aluminio. La presencia de Vanadio en la aleación la hace bifásica (α + β), mejorando de manera significativa la conformación por deformación plástica de los diferentes tipos de prótesis articulares.
La aleación Ti6Al4V comienza a ser la de mayor utilización para prótesis articulares, mejorando sus propiedades tribológicas mediante diferentes procesos de endurecimiento, como son nitruraciones mediante implantación iónica o mediante difusión de nitrógeno.
Por otro lado, otros metales se han utilizado también en la fabricación de implantes. Se ha demostrado que el Tantalio (Ta) es altamente biocompatible. Sin embargo, debido a sus pobres propiedades mecánicas y a su alta densidad (16.6), su utilización esta muy limitada a suturas en cirugía plástica y neurocirugía.
El platino y otros metales nobles de su grupo son extremadamente resistentes a la corrosión, aunque tienen muy pobres propiedades mecánicas. Es por ello que sólo se utilizan solos o aleados para producir electrodos, tales como las puntas de un marcapasos, debido a sus propiedades eléctricas. El oro y la plata, aunque también muy resistentes a la corrosión, tienen asimismo muy pobres propiedades mecánicas, lo que les hace de poco interés como materiales implantables.
1.2. Vidrios Bioactivos
Durante años, los vidrios se han utilizado en la industria médica para aplicaciones como anteojos, instrumentos de diagnóstico, elementos de laboratorio, termómetros y fibras ópticas.
También se utilizan vidrios porosos insolubles como portadores de enzimas, anticuerpos y antígenos, ofreciendo las ventajas de la resistencia al ataque microbial, cambios de pH, temperatura y solubilidad entre otras[7]. A partir de 1969, cuando Hench[8] descubrió que ciertas composiciones de vidrios y vitrocerámicos en el sistema Na2O-CaO-P2O5-SiO2 formaban por sí mismos una unión mecánica fuerte con el hueso, se ha puesto gran atención sobre los vidrios y los materiales de base vítrea como biomateriales, los cuales pueden reparar órganos y tejidos vivos dañados interactuando con sistemas biológicos. Este comportamiento, que actualmente se conoce como bioactividad, involucra la formación de una capa de HA cristalina sobre la superficie del vidrio, cuando éste se expone a un fluido fisiológico simulado con concentración iónica similar a la del plasma humano (SBF), como cuando el material es probado in vivo.
El material pionero de los vidrios biactivos se conoce como Bioglass® ó 45S5, y contiene 45% SiO2, 24.5%Na2O, 24.5%CaO y 6%P2O5, en porcentaje en peso. Hench y colaboradores[8]
estudiaron una serie de vidrios en el sistema de estos cuatro componentes manteniendo constante la concentración de P2O5 (6% peso). Además enfatizaron en el estudio del mecanismo por medio del cual los materiales bioactivos se unen al tejido vivo. El mecanismo involucra la formación inicial de una capa de gel de sílice acompañada por la liberación de iones de Na+, Ca2+ y P5+
provenientes del vidrio. Posteriormente, se forma una capa de apatita, primero amorfa y luego cristalina, en la superficie del material bioactivo. Los autores estudiaron además del Bioglass®, una amplia gama de materiales a partir de sustituciones iónicas de éste concluyendo acerca de lo favorable o desfavorable de la presencia de iones como el magnesio y el aluminio, para la bioactividad del vidrio.
Berger [9] propuso que no sólo la formación de la capa de hidroxiapatita en la superficie de los vidrios es signo de bioactividad, sino también que otros compuestos de calcio tales como la wollastonita (CaSiO3), podrían también ser bioactivos, tanto in vitro como in vivo. La presencia de sílice (SiO2) juega un papel muy importante en la nucleación de la hidroxiapatita responsable
de la unión entre el material y el tejido. Los vidrios de composición base CaO-SiO2, sin P2O5, forman una capa de sílice hidratada antes de formar la capa de apatita y disolvieron una cantidad apreciable de silicio. Esto significa que los grupos de sílice altamente hidratados son abundantes en la superficie de los vidrios. Los autores afirman que estos grupos constituyen sitios favorables para inducir la nucleación heterogénea de la apatita; el calcio y el fósforo se toman del fluido circundante.
Anderson[10] propuso que el acomplejamiento del fósforo por parte de la sílice hidratada es el primer paso para la nucleación de la apatita en la superficie de vidrios de silicato. Con la disolución de los iones calcio del vidrio, el fluido queda supersaturado en este ión con respecto a la apatita. Una vez que se forman los núcleos de apatita, pueden crecer espontáneamente consumiendo el calcio y el fósforo del fluido. Es así como se explica que vidrios con o sin fósforo puedan formar una capa de apatita en su superficie luego de sumergirlos en fluido fisiológico simulado. Según Kokubo[11], los vidrios o vitrocerámicos bioactivos se pueden obtener más fácilmente de vidrios de sílice que de vidrios de fosfato.
Li y colaboradores[12] estudiaron la formación de apatita sobre los geles de sílice en fluido fisiológico simulado, con el propósito de probar la importancia de la presencia de sílice hidratada en la formación de la capa de apatita. Estos autores concluyeron que el gel de sílice induce la formación de apatita en el fluido fisiológico simulado aún cuando el vidrio de SiO2 o el cuarzo no lo hacen, resaltando la importancia de los grupos silanol (Si-OH) en la posterior formación de apatita. Asimismo, resaltaron la importancia del tratamiento térmico del gel de sílice y de la textura porosa del mismo en la velocidad de formación de la capa de apatita.
Los geles de sílice también han sido estudiados por Pereira y colaboradores[13]. Proponen que un gel de sílice con poros mayores a 2 nm podría ser efectivo en la nucleación de apatita. Sin embargo, estos autores afirman que no hay suficiente información para aseverar que los grupos silanol son los responsables de la formación de hidroxiapatita (HA) en la superficie de los materiales bioactivos y dejan abierta la posibilidad de asociar la formación de apatita con defectos superficiales tales como anillos de trisiloxano metaestable. Otros autores contradicen
esta hipótesis argumentando que ni la presencia de grupos silanol, ni la de defectos del tipo anillos de trisiloxano, ni el tamaño de los poros son condiciones suficientes para formar apatita.
1.3. Vitrocerámicos Bioactivos.
La baja resistencia mecánica de vidrios bioactivos monofásicos restringe su aplicación clínica a situaciones que no requieren soportar cargas. Una alternativa para resolver este problema es preparar materiales vitrocerámicos por medio de un proceso de cristalización controlada de vidrios. Algunos vidrios pueden convertirse, por medio de un tratamiento térmico, en compuestos vitrocristalinos que pueden contener varias fases cristalinas con volúmenes y tamaños controlados. Los vitrocerámicos resultantes suelen exhibir mejores propiedades mecánicas que las del vidrio que les da origen ó que las del cerámico cristalino sinterizado.
El primer vitrocerámico bioactivo del que se tiene noticia fue fabricado por Broemer y Deutcher en Alemania en 1973 y se conoce como Ceravital® . Pertenece al sistema Na2O-K2O- MgO-CaO-SiO2-P2O5 y según Kokubo[11,14], presenta mayor resistencia mecánica, pero menor bioactividad que el Bioglass®. Aún así su resistencia no es suficiente como para usarlo bajo condiciones de carga. El mecanismo de unión al hueso de este vitrocerámico es explicado por Hench[15] con los mismos criterios que para el Bioglass®.
En 1986, Kokubo y colaboradores[16], prepararon un vitrocerámico por cristalización de un vidrio de composición MgO-CaO-SiO2-P2O5-CaF2. El vidrio inicial se fundió a 1450°C, se pulverizó, prensó y trató térmicamente a 870°C y 900°C para dar como resultado oxifluroapatita (Ca10(PO4)6(O, F2)) y wollastonita (CaSiO3). Este material se conoce como vitrocerámico A/W ó Cerabone®. Este vitrocerámico permite la formación de hueso nuevo en la superficie de implantes realizados en tibias de conejos después de 4 semanas de implantación, con una unión que tolera esfuerzos de tensión y sus propiedades mecánicas son superiores a las del vidrio de la misma composición. Respecto al mecanismo de reacción, se observó que durante la inmersión del material en SBF tiene lugar un proceso de disolución de iones de Ca2+ en el fluido circundante.
Cuando la concentración de iones Ca2+ aumenta, los grupos silanol de la superficie del vitrocerámico favorecen la nucleación de apatita. Después de la nucleación, los iones fosfato
(PO4)3- y Ca2+ son suministrados por transporte de masa del fluido circundante. En el caso de este vitrocerámico no se observa una capa de gel de sílice como en los vidrios de sistemas similares
[14,17]. A principios de los 80’s, Höland obtuvo una nueva serie de materiales vitrocerámicos mecanizables, patentados como Bioverit[18,19].
1.4. Biocerámicas
[20]En el concepto más amplio, se consideran materiales cerámicos, aquellos productos constituidos por compuestos inorgánicos no metálicos. En este sentido la definición incluye los materiales cerámicos propiamente dichos, los vidrios y los cementos.
Las cerámicas utilizadas en la reparación y reconstrucción de partes del cuerpo dañadas o enfermas se denominan biocerámicas. La norma ISO/TR 10993-9 (1994) define a una biocerámica como un material cerámico diseñado para lograr un comportamiento fisiológico específico al ser usado en la construcción de prótesis u órganos artificiales internos.
Tradicionalmente la cerámica ha estado limitada, en cuanto a sus aplicaciones, por su fragilidad, baja resistencia mecánica a tracción y/o flexión y a su baja resistencia al impacto. Sin embargo, a partir de finales de los 60’s, se han desarrollado nuevas cerámicas con propiedades mejoradas y su uso se ha extendido considerablemente.
La gran inercia de las cerámicas, su alta resistencia a la compresión, y su apariencia estética, hicieron que estos materiales se comenzaron a utilizar en odontología, sobre todo en coronas dentales. Posteriormente su uso se extendió como biomateriales del sistema locomotor (implantes óseos).
1.4.1. Cerámicas Bioinertes
Las cerámicas bioinertes muestran muy pocos cambios químicos cuando se exponen a disoluciones fisiológicas. La respuesta del tejido a estas biocerámicas es la formación de una
en el cuerpo se realiza a través de una fuerte unión física. Cuando se requieren altas resistencias, la unión se realiza mediante perforaciones en el implante utilizando hilos, cementos, etc. Cuando no se requieren resistencias tan elevadas se pueden utilizar biocerámicas inertes porosas, con tamaños de poro entre 100 y 150 μm, lo que garantiza el crecimiento de los tejidos hacia dentro del implante asegurando su fijación.
Alúmina (Al2O3)
El material cerámico inerte de mayor interés biológico es, probablemente, la alúmina de elevada densidad y pureza (>99,5 % en peso de α-Al2O3), con un tamaño medio de grano <4μm.
Este material fue desarrollado como alternativa a las aleaciones metálicas utilizadas en prótesis de cadera y en implantes dentales, por presentar una excelente biocompatibilidad, buena resistencia a la corrosión, formar una cápsula fibrosa muy fina, poseer un bajo coeficiente de fricción y unas buenas propiedades tanto mecánicas como al desgaste.
La alúmina se obtiene mediante el proceso Bayer a partir de bauxitas, sometiéndola posteriormente a un proceso de purificación, tratamiento térmico para obtener la fase α-Al2O3 y molienda adecuada hasta tamaños <0,3μm. A partir de dichos polvos de alta pureza se obtienen las piezas de alúmina mediante técnicas de prensado, generalmente isostático en frío, y sinterización posterior entre 1600 y 1700ºC. Actualmente también se obtienen mediante prensado isostático en caliente (HIP). Con ello se consiguen tamaños de grano menores de 4μm. El material obtenido se pule con diamante hasta rugosidades superficiales del orden de ≤0,02 μm.
Es normal la adición de aproximadamente un 0.5% en peso de MgO, que actúa como inhibidor del crecimiento de grano.
Según la norma ISO, la pureza de la alúmina que se emplea en aplicaciones biomédicas ha de estar por encima del 99,5%, estando el resto de las impurezas (SiO2, Na2O, K2O, CaO, etc.) por debajo de 0,1% en peso, con objeto de evitar la formación de una fase líquida durante la sinterización y el consiguiente aumento del tamaño de grano de la alúmina. Un aumento del tamaño medio de grano a -7 μm puede disminuir las propiedades mecánicas en casi un 20%.
En la Tabla 6 se muestran las características físicas de las biocerámicas de alúmina, según Ratner y col., junto con los requerimientos según la correspondiente norma ISO 6474.
La aplicación mas difundida de las biocerámicas de alúmina es en ortopedia como componente de las prótesis articulares de cadera y rodilla. En 1971 se puso el primer implante de una prótesis total de cadera con cabeza y acetábulo de alúmina. El coeficiente de fricción y el índice de desgaste alúmina-alúmina, disminuye con el tiempo alcanzando los valores de una articulación real.
También se utiliza solamente en la cabeza del fémur, ya que se ha demostrado que el par alúmina/polietileno de ultra alto peso molecular (UHMWPE) tiene un mejor comportamiento al desgaste (10 veces menor desgaste) que el par metal UHMWPE.
Las principales limitaciones del par alúmina/ UHMWPE son su sensibilidad a los medios acuosos, que puede ocasionar fatiga estática, y su baja resistencia a la fractura, que puede llegar a ser crítica en zonas de concentraciones de tensiones. Estas condiciones están presentes en los implantes de cadera (ambiente acuoso, ciclos severos de tensiones, sobrecarga, impactos, etc.).
El principal problema es, sin embargo, el aflojamiento del componente acetabular con emisión de partículas, es decir residuos producidos por la fricción entre las superficies de la cabeza de alúmina y el acetábulo. Estos se acumulan y pueden inducir reacciones titulares muy adversas.
Otras aplicaciones clínicas de la alúmina son la obtención de tornillos, reconstrucciones maxilofaciales, reconstrucciones de paredes orbitales, implantes dentales, etc. Entre estos últimos, la aplicación más conocida es el implante Tübingen empleado como sustituto dental inmediatamente después de las exodóncias o implantado quirúrgicamente en zonas edéntulas. La efectividad de estos implantes es de 97.3% a los 5 años y de 96.2% a los 10 años. La fractura transversal es el fallo mas frecuente del implante, debido a su relativamente baja resistencia a la flexión, siendo la principal causa de fracaso. Debido a ello comenzaron a emplearse implantes dentales de alúmina monocristalina con resistencia a la flexión 3 veces superior a los de alúmina policristalina.
Tabla 6.- Características físicas de las biocerámicas de Al2O3
Propiedad Cerámicas de alto contenido en Al2O3
Norma ISO 6474
% en peso Al2O3 >99.8 ≥99.50
Densidad (g/cm3) >3.93 ≥3.90
Tamaño medio de grano (μm) 3 – 6 <7
Rugosidad (RA) (μm) 0.02
Dureza (Vickers) 2300 >2000
Resistencia compresión (MPa) 4500
Resistencia flexión (MPa)* 550 400
Módulo Elástico (GPa) 380
Tenacidad (Ktc) (MPam1/2) 5 – 6
Tensión umbral (Ktc) (MPam1/2) ~ 2.5
*Después de inmersión en SBF.
Circonia (ZrO2)
Recientemente se ha empezado a proponer y utilizar este material como alternativa a la alúmina, debido a que, convenientemente tratado, tiene una mayor resistencia a la fractura (mayor tenacidad), mayor tensión umbral y menor módulo elástico. Por otro lado, es también excepcionalmente inerte en los medios fisiológicos y presenta una muy buena resistencia a la fatiga estática. Además, el par circón/UHMWPE presenta un coeficiente de fricción más bajo que el par alúmina/ UHMWPE, con la consiguiente disminución de partículas al medio fisiológico.
El óxido de circonio puro (Circonia, ZrO2) se obtiene bien a partir de arenas de zircón (ZrSiO4) o de badeleyita (ZrO2) mediante procesos por vía química de cloración y descomposición térmica, de descomposición alcalina o de fusión con cal o mediante descomposición por plasma.
La circonia existe en tres diferentes formas cristalinas: monoclínica, desde temperatura ambiente a ~1100ºC, tetragonal, desde dicha temperatura a ~2372 ºC y cúbica, desde esta última
temperatura hasta la fusión a ~2680 ºC. La transición monoclínica ↔ tetragonal es de tipo martensítico, y por lo tanto totalmente reversible al calentar o enfriar a través de la temperatura de transición (~1100 ºC), con un aumento de volumen del orden del 3 al 5 %, lo que conlleva el agrietamiento o rotura de las piezas. Para evitar dicha transformación, e incluso aumentar la tenacidad de los materiales de circonia, se recurre a la estabilización total o parcial, en la fase tetragonal o cúbica mediante aditivos adecuados. Los mas utilizados en aplicaciones biomédicas son el óxido de itrio (Y2O3 = itria) y el óxido de magnesio (MgO = magnesia).
La circonia de más alta tenacidad suele obtenerse estabilizando su fase tetragonal de alta temperatura mediante dopado con itria (~3% mol), seguido de los tratamientos térmicos adecuados, teniendo en cuenta el diagrama binario ZrO2 – Y2O3, de forma que, a temperatura ambiente, se tenga el material totalmente tetragonal con una microestructura formada por granos muy pequeños del orden de 0.2 a 0.5 μm.
El avance de una fisura en el material hace que, en la punta de la grieta, se produzca la transformación tetragonal → monoclínica, con el consiguiente aumento de volumen, lo que para y bloquea el avance de la grieta, reforzándose así el material.
De entre todos los materiales cerámicos, los materiales de circonia son aquellos donde sus propiedades mecánicas son más dependientes del proceso seguido en su sinterización, teniéndose que encontrar un equilibrio entre la densidad por un lado y el tamaño medio de grano de las partículas de circonia por otro.
Recientemente, con el desarrollo de nuevos materiales de TZP se ha podido constatar, en ensayos en suero fisiológico artificial y en animales, descensos muy pequeños en la tenacidad y en el módulo de rotura. La resistencia, después de dos años, es aun mucho mayor que la de la alúmina ensayada en las mismas condiciones.
Debido a que los pares circonia/circonia presentan un desgaste 5000 veces mayor que el par alúmina/alúmina, aquellos no deben utilizarse en superficies articuladas.
En cuanto a la potencial radioactividad de las prótesis de circonia, si bien la actividad detectada ha sido pequeña, los efectos a largo plazo de la emisión de radiación alfa aún deben ser evaluados.
Muy recientemente, debido a haberse detectado la rotura frecuente de cabezas femorales fabricadas en circonia, el gobierno francés, por decisión del 22 de julio de 2003, ha prohibido la fabricación, distribución, exportación y utilización de dichas prótesis.
En la Tabla 7 se muestran las características físicas de una circonia tetragonal estabilizada con itria (TZP = tetragonal circonia polycrystals) y una circonia parcialmente estabilizada con magnesia (Mg-PSZ = magnesia partially stabilized circonia).
Tabla 7.-Características físicas de dos tipos de materiales de circonia
Característica TZP Mg-PSZ
Pureza ~ 97 % ~ 96.5
% Y2O3 3 moles %
% MgO 3.4 moles %
Densidad (g/cm3) 6.05 5.72
Tamaño medio de grano (μm) 0.2 – 0.4 0.42
Resistencia flexión (MPa) 1000 800
Resistencia compresión (MPa) 2000 1850
Módulo elástico (GPa) 150 208
Dureza (Vickers) 1200 1120
Tenacidad (Ktc) (MPam1/2) 7 – 8 ~ 8
Tensión umbral (Ktc) (MPam1/2) ~ 3.5 ± 0.2
Compositos de Al2O3-ZrO2
Recientemente, y con la finalidad de mejorar la fiabilidad de los implantes cerámicos monofásicos de alúmina y de circonia, se han realizado investigaciones con materiales de
alúmina reforzada con circonia (hasta un 15 % en volumen de esta). De Aza y colaboradores han puesto en evidencia que estos materiales compuestos pueden presentar no solo una mayor tenacidad (KIC) que los materiales monolíticos anteriormente citados, si no que presentan una mayor tensión umbral para el factor de intensidad de tensiones (KI0), por debajo de la cual no tiene lugar propagación alguna de grieta (Tabla 8). Así pues, en el caso de las prótesis cerámicas, esta tensión umbral proporciona un rango de intensidad de tensiones de total seguridad para el uso del material bajo esfuerzos mecánicos.
Por otro lado, puesto que la dureza y la estabilidad química son igualmente importantes en el campo de las prótesis, estos materiales compuestos, con contenidos de circonia relativamente bajos (10% en volumen), presentan valores de dureza similares a los de la alúmina y no son susceptibles a la inestabilidad hidrotermal observada en algunos casos en las biocerámicas de circonia monofásica.
Tabla 8.- Carácterístricas de cerámicas bioinertes Material Tensión Umbral
KI0 (MPam½)
Tenacidad KIC (MPam½)
Dureza H (Vickers)
Alúmina Al2O3 2.5 ± 0.2 4.2 ± 0.2 1800
Circonia (3Y-TZP) 3.5 ± 0.2 6.1 ± 0.2 1290
Composite Al2O3-100%ZrO2
4.0 ± 0.2 5.9 ± 0.2 1530
Carbono
El carbono presenta una gran variedad de formas: carbono amorfo, grafito, diamante, carbono vítreo y carbono pirolítico. Algunas de ellas presentan excelentes propiedades de biocompatibilidad, inercia química y tromborresistencia que cualquier otra biocerámica. Por otro lado, otra ventaja de estos materiales es que sus características físicas son próximas a las del componente óseo. Así sus densidades, según el tipo de carbono de que se trate, varían entre 1.5 y un máximo de 2.2 g/cm3, y sus módulos elásticos varían entre 4 y 35 GPa como máximo. A pesar
de todas las variedades citadas, los tres tipos de carbono más usados para dispositivos biomédicos son: el carbono pirolítico, en sus dos variedades de baja (LTI) y ultra baja temperatura (ULTI), y el carbono vítreo. Los tres tipos tienen estructuras totalmente desordenadas recibiendo el nombre de carbones turbo estráticos, es decir de estructura estratiforme, análoga a la del grafito, pero con capas orientadas al azar.
Estos se obtienen por deposición química en fase vapor, generalmente en un lecho fluidizado a partir de un hidrocarburo.
Su gran biocompatibilidad celular con la sangre y el tejido blando así como su excelente tromborresistencia, hace que dichos materiales sean utilizados fundamentalmente en aplicaciones del aparato circulatorio, conductos vasculares y válvulas del corazón, siendo esta última aplicación la más extendida. Hoy en día, la mayoría de las modernas válvulas son realizadas con recubrimientos de carbón pirolítico LTI sobre un substrato de grafito o bien como material monolítico. En ambos casos contienen, normalmente, adiciones de hasta un 10% en peso de silicio que, después de la deposición química en fase vapor a partir de un metiltriclorosilano, queda en forma de partículas discretas de β-SiC dispersas al azar en la matriz micrométrica del carbón pirolítico. El dopado con silicio aumenta apreciablemente la resistencia al desgaste de los carbones pirolíticos, tema de importancia en las válvulas de corazón donde la articulación está sujeta a un desgaste apreciable y posible cavitación por erosión durante la vida del paciente.
Mientras que los recubrimientos de carbones pirolíticos han sido aplicados en zonas en contacto con la sangre, debido a sus excelentes tromborresistencias, los carbones vítreos han sido estudiados principalmente para unirse a tejidos blandos y duros, no provocando respuesta inflamatoria en los tejidos adyacentes. Similar comportamiento ha sido registrado para los carbones pirolíticos LTI y ULTI.
Entre sus aplicaciones, aparte de las válvulas de corazón mitral y aórtica, se hayan las odontológicas y otorrinológicas y en dispositivos de LTI sobre titanio para facilitar el paso de la sangre así como en recubrimientos de conductos vasculares realizados sobre polímeros, no interfiriendo con la flexibilidad de estos.
1.4.2. Cerámicas Biodegradables o reabsorbibles
Las cerámicas reabsorbibles comenzaron a utilizarse en 1969. Son aquellas que al ser implantadas se disuelven gradualmente siendo reemplazadas por el tejido natural. Puesto que solo permanecen en el cuerpo mientras es necesaria su función y desaparecen a medida que el tejido se regenera y la sustituye, serían las biocerámicas ideales. Su gran inconveniente es que su resistencia disminuye también gradualmente durante el proceso de reabsorción.
Consecuentemente, la función de estos materiales es participar en el proceso dinámico de formación y reabsorción que se produce en los tejidos óseos, es decir, sirven como andamiaje o llenado de espacios permitiendo a los tejidos su infiltración y su sustitución.
Fosfato tricálcico
Es el fosfato biodegradable por excelencia. Su fórmula química Ca3(PO4)2 (TCP) tiene una relación (Ca/P) = 1.5. El TCP es un compuesto neutro en el que las 6 cargas positivas de los iones Ca2+ están compensadas por 6 cargas negativas de los aniones PO43+. Pertenece a la familia de las Whitlockitas que responden a la fórmula general (Ca,Mg)3 (PO4)2, es decir que el calcio puede ser sustituido parcial o totalmente por Mg.
El TCP es un compuesto que presenta polimorfismo o sea que la misma composición puede presentar diferentes estructuras. Existen tres polimorfos de este compuesto que se conocen como las fases β, α, α’, de menor a mayor temperatura de estabilidad respectivamente.
La fase β cristaliza en el sistema hexagonal y sus parámetros de red característicos son:
a=10.429 Å y c=37.38 Å α= β=90º y γ=120º. La fase α cristaliza en el sistema ortorrómbico y sus parámetros de red características son: a= 15.22 Å, b=20.71 Å y c=9.109 Å. α= β= γ=90º. La fase α’ cristaliza en el sistema monoclínico y sus parámetros de red característicos son:
a=12.87Å, b=27.887Å y c=15.219Å. α=γ=90º y β= 126.2º.
La transición de fase α’→ α a 1475 ± 5ºC es totalmente reversible en ambos sentidos.
Igualmente debería suceder con la transición β→ α a 115 ± 10ºC. sin embargo, al enfriar la
transformación inversa α→ β por debajo de dicha temperatura, si el enfriamiento en rápido no se produce, la fase α se conserva a temperatura ambiente de forma metaestable.
Todas las cerámicas reabsorbibles, excepto el yeso (CaSO4½H2O), están basadas en fosfatos cálcicos, variando su biodegradabilidad en el sentido:
α-TCP > β TCP >>>> HA
La velocidad de biodegradación se incrementa, como es lógico, a medida que: a) se incrementa la superficie específica (los polvos se biodegradan mas rápidamente que los sólidos porosos y estos más que los sólidos densos); b) cuando decrece la cristalinidad; c) cuando decrecen el tamaño de grano y de cristal y d) cuando hay sustituciones iónicas de CO32-, Mg2+ y Sr2+ en la HA.
Los factores que tienden a decrecer la velocidad de biodegradación incluyen: a) sustitución del ión F- en la HA; b) sustitución del Mg2+ en el β TCP y c) relaciones β TCP/HA en los compuestos bifásicos.
La biodegradación o reabsorción de los fosfatos cálcicos es causada por tres factores:
1) Disolución fisicoquímica, la cual depende del producto de solubilidad del material y del pH de su entorno. Se pueden formar nuevas fases en la superficie, tales como fosfatos cálcicos amorfos, fosfato dicálcico dihidratado, fosfato octacálcico e incluso HA sustituido aniónicamente.
2) Desintegración física en pequeñas partículas como resultado en un ataque preferencial a los bordes de grano.
3) Factores biológicos, tal como la fagocitosis, la cual da lugar a una disminución local del pH, la actividad celular y el sitio del implante.
