INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL
ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA QUÍMICA E INDUSTRIASEXTRACTIVAS
SECCIÓN DE ESTUDIOS DE POSGRADO E INVESTIGACIÓN DEPARTAMENTO DE INGENIERÍA METALÚRGICA MAESTRÍA EN CIENCIAS CON ESPECIALIDAD EN
INGENIERÍA METALÚRGICA
T E S I S
QUE PARA OBTENER EL GRADO DE MAESTRO EN CIENCIAS CON
ESPECIALIDAD EN INGENIERIA METALÚRGICA PRESENTA:
ING. PAVEL DAVID ULISES AVENDAÑO LÓPEZ DIRECTOR DE TESIS:
DRA. LUCIA TELLEZ JURADO
________________________ Vo. Bo.
“Efecto de la adición de iones
dopantes de magnesio y
estroncio a partir de diferentes
sales precursoras en la
hidroxiapatita”.
Contenido
Resumen i
Abstract ii
Lista de figuras iii
Lista de tablas iv Introducción 1 Objetivos 4 1. Consideraciones teóricas 5 1.1. Biomateriales 6 1.1.1. Biocerámicos 6
1.1.2. Clasificación de los biocerámicos 8
1.2. Fosfatos cálcicos 10
1.3. Hidroxiapatita 11
1.4. Efectos de los elementos dopantes en las propiedades de la hidroxiapatita 14
2. Metodología experimental 22
2.1. Materiales 22
2.2. Estequiometria de reacciones 23
2.2.1. Hidroxiapatita 23
2.2.2. Hidroxiapatita dopada con estroncio 23
2.2.3. Hidroxiapatita dopada con magnesio 24
2.3. Síntesis por precipitación 24
2.4. Caracterización estructural y microestructural 28
2.4.1. Espectroscopia infrarroja - transformada de Fourier 28
2.4.2. Análisis termogravimétrico 28
2.4.3. Difracción de rayos X 28
2.4.5. Parámetros de red y volumen de la celda unitaria 29
2.4.6. Microscopia electrónica de barrido 30
2.4.7. Microscopia electrónica de barrido de alta resolución 30
3. Análisis y discusión de resultados 31
3.1. Hidroxiapatita 31
3.2. Hidroxiapatita dopada con estroncio 45
3.3. Hidroxiapatita dopada con magnesio 64
3.4. Análisis termogravimétrico 85
Conclusiones 94
Página i
Resumen
En el presente trabajo se sintetizó hidroxiapatita, hidroxiapatita dopada con estroncio e hidroxiapatita dopada con magnesio. La sustitución de iones de estas dos últimas se realizó con una relación mol de Me (Mg ó Sr)/(Me+Ca) en un 0.075, 0.102 y 0.132 de sustitución dentro de la red de la hidroxiapatita. El tipo de síntesis que se ocupó fue el método de precipitación, utilizando como sales precursoras , , , ,
, , , , y mediante el
control de pH y de temperatura.
Una vez que los polvos fueron obtenidos, se secaron a 100 °C, se molieron y se calcinaron a 750 °C por una hora. Los materiales secos y calcinados fueron caracterizados por las técnicas de difracción de rayos X, microscopia electrónica de barrido, espectroscopia infrarroja–transformada de Fourier, análisis termogravimétrico de 25 a 1200 °C y microscopia electrónica de barrido de alta resolución. Los resultados obtenidos muestran que la HA sin dopar presenta el menor tamaño de cristal y un menor número de impurezas o fases adicionales. Los materiales con contenido de estroncio (HA-Sr) presentan un mayor grado de cristalinidad de la fase. La hidroxiapatita dopada con estroncio aumentó su estructura hasta 1.02 % atómico para posteriormente presentar una pérdida de cristalinidad. Los materiales dopados con magnesio (HA-Mg) presentaron un incremento en su cristalinidad debido a la gran sustitución de iones carbonato en su estructura. Los materiales sintetizados a partir de sales de hidróxido presentaron un tamaño de partícula menor o igual a los 100nm, mientras que los materiales dopados con sales de nitrato y de cloruro presentaron un tamaño de partícula de aproximadamente 400 nm. Se obtuvo una fase de oxido de magnesio en los materiales dopados con cloruro de magnesio, presentándose en forma de hilos con ancho de 100 nm.
Página ii
Abstract
In this work, pure hydroxyapatite, hydroxyapatite doped strontium and hydroxyapatite doped magnesium were synthesized. The substitution of ions was with the relation Me/(Me+Ca), where Me= Sr or Mg, with 0.075, 0.102 and 0.132 into the hydroxyapatite crystal. This synthesis was carried out by the precipitation method. The precursors were
, , , , , , ,
, and .
The powders were dried at 100 °C, milled and calcined at 750 °C during an hour. The materials were characterized by XRD, SEM, FT-IR, TGA from 25 to 1200 °C and FESEM. The results obtained shows that the HA without doped has the lowest crystal size and the fewest impurities or additional phases. The materials with strontium (HA-Sr) show the greatest cristallinity grade. The strontium doped hydroxyapatite increased its structure up to 1.02 % at in order to lost cristallinity after this concentration. The magnesium doped hydroxyapatite materials (HA-Mg) showed a great increased on its structure due to the high carbonate ion substitution. The materials doped with hydroxide salts were with a particle size of 100 nm, meanwhile those materials doped with nitrate and chloride salts showed a particle size of about 400 nm. It was obtained a magnesium oxide phase in the doped with magnesium chloride, appearing in the form of wires with a width of 100 nm.
Página iii
Lista de figuras
Figura Descripción Página
1 Representación esquemática de la contribución de las áreas científicas
5
2 Diagrama de equilibrio ternario para el sistema CaO-P2O5-H2O 10 3 El arreglo atómico de la hidroxiapatita, Ca10(PO4)6(OH)2 12 4 Proyección de la malla elemental de la hidroxiapatita vista
desde el plano 001
13
5 Diagrama de flujo del método de síntesis 27
6 Pico de difracción mostrando los puntos de los valores requeridos para la obtención del tamaño de partícula
29
7 Espectros de difracción de rayos X de hidroxiapatitas, HAOH y HA(NO3)2, secas a 100 °C.
32
8 Espectros de difracción de rayos X de hidroxiapatita, HAOH y HA(NO3)2, tratadas térmicamente a 750 °C por una hora.
33
9 Espectros de infrarrojo medio de la HAOH y la HA(NO3)2 tratadas térmicamente a 750 °C por una hora.
36
10 Intervalo de número de onda de 300 a 650 cm-1 del espectro infrarrojo de la HAOH y la HA(NO3)2 tratadas térmicamente a 750 °C por una hora.
37
11 Micrografías de a) la HAOH y b) HA(NO3)2, tratadas térmicamente a 750 °C.
38
12 Modelo de crecimiento de las placas por ensamblaje de nanopartículas.
39
13 Mapeos obtenidos por análisis de EDS en microscopia electrónica de barrido de la HAOH después del tratamiento de calcinación a 750 °C.
40
Página iv
15 Mapeos obtenidos por análisis de EDS en microscopia electrónica de barrido de la HA(NO3)2 después del tratamiento de calcinación a 750 °C.
41
16 Micrografías obtenidas en microscopia electrónica de barrido de alta resolución de a) HAOH y b) HA(NO3)2 tratadas térmicamente a 750 °C
42
17 Mecanismo de absorción irreversible del CO2 en la hidroxiapatita
44
18 Difractogramas de hidroxiapatita dopada con estroncio (HA-Sr-OH) secas a 100 °C.
45
19 Difractogramas de hidroxiapatita dopada con estroncio (HA-Sr-OH) y tratadas térmicamente a 750 °C por una hora.
46
20 Espectros de difracción en el intervalo de 25 a 27° en dos theta de hidroxiapatita con diferentes contenidos de estroncio (HA-Sr-OH); a) secos y b) tratados térmicamente a 750 °C.
46
21 Espectros de infrarrojo medio de la hidroxiapatita sintetizada con hidróxido de calcio HAOH y con hidróxido de estroncio HA-Sr-OH tratadas térmicamente a 750 °C.
50
22 Intervalo de número de onda de 300 a 650 cm-1 de los espectros de infrarrojo de la HAOH y los HA-Sr-OH tratadas térmicamente a 750 °C.
51
23 Difractogramas de hidroxiapatita dopada con estroncio HA-Sr-NO3 secas a 100 °C.
52
24 Difractogramas de hidroxiapatita dopada con estroncio HA-Sr-NO3 y tratadas térmicamente a 750 °C por una hora.
53
25 Espectros de difracción en el intervalo de 25 a 37.5° en dos theta de hidroxiapatita dopada con diferentes contenidos de estroncio y tratadas térmicamente a 750 °C por una hora (HA-Sr-NO3)
54
26 Espectros de difracción en el intervalo de 26.5 a 29.5° en dos theta de hidroxiapatita dopada con diferentes contenidos de estroncio y tratadas térmicamente a 750 °C por una hora (HA-Sr-NO3).
Página v
27 Espectros de infrarrojo medio de la HA(NO3)2 y de la HA-Sr-NO3 tratadas térmicamente a 750 °C por una hora.
58
28 Intervalo de número de onda de 300 a 650 cm-1 de los espectros de infrarrojo de la HA(NO3)2 y de las HA-Sr-NO3 tratadas térmicamente a 750 °C por una hora.
59
29 Micrografías de la hidroxiapatita dopada con estroncio; a) 75 HA-Sr-OH, b) 102 HA-Sr-OH, y c) 132 HA-Sr-OH.
59
30 Micrografías de la hidroxiapatita dopada con estroncio; a) 75 HA-Sr-NO3, b) 102 HA-Sr-NO3, y c) 132 HA-Sr-NO3.
60
31 Mapeos obtenidos por análisis de EDS en microscopia electrónica de barrido de 75 HA-Sr-OH, 102 HA-Sr-OH y 132 HA-Sr-OH después del tratamiento de calcinación a 750 °C.
61
32 Mapeos obtenidos por análisis de EDS en microscopia electrónica de barrido de 75 HA-Sr-NO3, 102 HA-Sr-NO3 y 132 HA-Sr-NO3 después del tratamiento de calcinación a 750 °C.
62
33 Micrografías obtenidas en microscopia electrónica de barrido de alta resolución de la 102 HA-Sr-OH y 102 HA-Sr-NO3
tratadas térmicamente a 750 °C
63
34 Difractogramas de hidroxiapatita dopada con magnesio (HA-Mg-OH) secas a 100 °C.
64
35 Difractogramas de hidroxiapatita dopada con magnesio (HA-Mg-OH) y tratadas térmicamente a 750 °C por una hora.
65
36 Espectros de difracción en el intervalo de 25 a 27° en dos theta de hidroxiapatita a) secas y b) tratadas térmicamente, con diferentes contenidos de magnesio (HA-Mg-OH).
65
37 Espectros de infrarrojo medio de la hidroxiapatita sintetizada con hidróxido de calcio HAOH y con hidróxido de magnesio HA-Mg-OH tratadas térmicamente a 750 °C.
70
38 Intervalo de número de 300 a 650 cm-1 onda de los espectros de infrarrojo de la HAOH y la HA-Mg-OH tratadas térmicamente a 750 °C por una hora
Página vi
39 Difractogramas de hidroxiapatita dopada con magnesio (HA-Mg-Cl) secas a 100 °C.
72
40 Difractogramas de hidroxiapatita dopada con magnesio (HA-Mg-Cl) tratadas térmicamente a 750 °C por una hora.
73
41 Espectros de difracción en el intervalo de 30 a 34° en dos theta de hidroxiapatita con diferentes contenido de magnesio (HA-Mg-Cl). a) muestras secas y b) muestras tratadas térmicamente
74
42 Espectros de infrarrojo medio de la hidroxiapatita sintetizada con hidróxido de calcio HAOH y con cloruro de magnesio HA-Mg-Cl tratadas térmicamente a 750 °C.
78
43 Intervalo de número de onda de 300 a 650 cm-1 de los espectros infrarrojo de la HAOH y de las HA-Mg-Cl tratadas térmicamente a 750 °C por una hora.
79
44 Micrografías de la hidroxiapatita dopada con estroncio; a) 75 HA-Mg-OH, b) 102 HA-Mg-OH, y c) 132 HA-Mg-OH tratadas a 750 °C..
80
45 Micrografías de la hidroxiapatita dopada con estroncio; a) 75 HA-Mg-Cl, b) 102 HA-Mg-Cl, y c) 132 HA-Mg-Cl tratadas a 750 °C.
81
46 Mapeos obtenidos por análisis de EDS en microscopia electrónica de barrido de la 75 HA-Mg-OH, 102 HA-Mg-OH y 132 HA-Mg-OH después del tratamiento de calcinación a 750 °C.
82
47 Mapeos obtenidos por análisis de EDS en microscopia electrónica de barrido de la 75 HA-Mg-Cl, 102 HA-Mg-Cl y 132 HA-Mg-Cl después del tratamiento de calcinación a 750 °C.
83
48 Micrografías obtenidas en microscopia electrónica de barrido de alta resolución de la a) 102 HA-Mg-OH y b) 102 HA-Mg-Cl tratadas térmicamente a 750 °C.
84
49 Curvas de análisis termogravimétrico para la a) HAOH y b) HA(NO3)2.
Página vii
50 Curvas de análisis termogravimétrico para la 75 HA-Sr-OH, 102 HA-Sr-OH y 132 HA-Sr-OH
88
51 Curvas de análisis termogravimétrico para la 75 HA-Sr-NO3, 102 HA-Sr-NO3 y 132 HA-Sr-NO3
88
52 Curvas de análisis termogravimétrico para la 75 HA-Mg-OH, 102 HA-Mg-OH y 132 HA-Mg-OH
90
53 Curvas de análisis termogravimétrico para la 75 HA-Mg-Cl, 102 HA-Mg-Cl y 132 HA-Mg-Cl
Página viii
Lista de tablas
Tabla Descripción Página
1 Materiales para uso en el cuerpo 7
2 Compuestos de fosfato de calcio probados en organismos vivos 11 3 Posiciones de los átomos dentro de la celda unitaria de
hidroxiapatita 11
4 Propiedades mecánicas 13
5 Propiedades de los elementos dopantes 14
6 Relación en porciento mol de iones sustituidos en la red de la
hidroxiapatita 22
7 Materiales utilizados para la síntesis 22
8 Cantidades de sales y ácidos requeridos para la síntesis de
HAOH y 25
9 Cantidades de sales y ácidos requeridos para la síntesis de
HA-Sr-OH 25
10 Cantidades de sales y ácidos requeridos para la síntesis de HA-Sr-NO3
26
11 Cantidades de sales y ácidos requeridos para la síntesis de
HA-Mg-Cl 26
12 Cantidades de sales y ácidos requeridos para la síntesis de
HA-Mg-OH 27
13
Tamaño de partícula de la HAOH y de la HA(NO3)2, después de las etapas de secado a 100 °C y del tratamiento térmico a 750 °C
34
14 Parámetros de red de la HAOH y de la HA(NO3)2, después de
las etapas de secado a 100 ºC y del tratamiento térmico a 750 ºC 34 15 Volumen de cristal de la HAOH y de la HA(NO3)2, después de
las etapas de secado a 100 ºC y del tratamiento térmico a 750 ºC 35 16 Tamaño de cristal de la HAOH y de los HA-Sr-OH, después de
las etapas de secado a 100 °C y del tratamiento térmico a 750
Página ix °C
17 Parámetros de red de la HAOH y de los HA-Sr-OH, después de
las etapas de secado a 100 ºC y del tratamiento térmico a 750 ºC 48 18 Volumen del cristal de la HAOH y de los HA-Sr-OH, después
de las etapas de secado y del tratamiento térmico a 750 ºC 49
19
Tamaño de cristal de la HA(NO3)2 y de los HA-Sr-NO3, después de las etapas de secado a 100 °C y del tratamiento térmico a 750 °C.
55
20
Parámetros de red de la HA(NO3)2 y de los HA-Sr-NO3,
después de las etapas de secado y del tratamiento térmico a 750 ºC
56
21
Volumen del cristal de la HA(NO3)2 y de los HA-Sr-NO3, después de las etapas de secado y del tratamiento térmico a 750 ºC
57
22
Tamaño de cristal de la HAOH y de los HA-Mg-OH, después de las etapas de secado a 100 °C y del tratamiento térmico a 750 °C
66
23
Parámetros de red de la HAOH y de los HA-Mg-OH, después de las etapas de secado a 100 ºC y del tratamiento térmico a 750 ºC
67
24 Volumen del cristal de HAOH y de los HA-Mg-OH, después de
las etapas de secado a 100 ºC y del tratamiento térmico a 750 ºC 68
25
Tamaño de cristal de la HAOH y de los HA-Mg-Cl, después de las etapas de secado a 100 °C y del tratamiento térmico a 750 °C
75
26 Parámetros de red de la HAOH y de los HA-Mg-Cl, después de
las etapas de secado a 100 ºC y del tratamiento térmico a 750 ºC 75
27
Volumen del cristal de la HAOH y de los HA-Mg-Cl, después de las etapas de secado a 100 ºC y del tratamiento térmico a 750 ºC
Página 1
Introducción
La intervención al cuerpo humano, conocida como cirugía, se ha practicado desde la antigüedad en civilizaciones de América, India, Medio Oriente, Grecia y Roma; quienes la llevaban a cabo combinaban magia, religión y medicina. De hecho, los arqueólogos encuentran a menudo craneotomías, amputaciones, tratamientos de fracturas de huesos, operaciones cesáreas, etcétera. (1)
La primera aplicación de biomateriales en medicina se produjo hasta 1860 con la introducción de las técnicas quirúrgicas asépticas. A principios de 1900 se aplicaron las primeras placas óseas hechas de metal con la finalidad de reparar roturas o fracturas. Durante los siguientes años las aleaciones metálicas constituyeron la única forma de biomateriales en uso. Sus aplicaciones se extendieron desde reparaciones óseas hasta sistemas de liberación de medicamentos. No fue hasta la Segunda Guerra Mundial cuando se produjo un rápido avance en la ciencia de los polímeros, principalmente enfocado a las aplicaciones médicas.
Los polímeros no únicamente reemplazaron a otros materiales en aplicaciones médicas sino que abrieron el campo a otras nuevas aplicaciones, antes difícilmente posibles. Así, en 1950 se fabricó el primer corazón artificial, llevándolo a la práctica a finales de 1960. En la actualidad los polímeros continúan en amplio crecimiento y sus aplicaciones son cada vez mayores dentro del campo de la medicina, mejorando las propiedades de los materiales ya existentes y desarrollando nuevos polímeros par aplicaciones específicas.
El polimetilmetacrilato (PMMA) fue uno de los primeros polímeros utilizados como material biomédico, aplicándose como material para reparar la córnea humana. También ha sido ocupado de una manera exitosa en artroplastias de cadera, rodilla y otras articulaciones para la fijación del polímero o de implantes metálicos. Sin embargo, sigue teniendo problemas potenciales y riesgos, tales como una adhesión muy pobre del cemento óseo sobre la superficie del hueso y una gran reacción exotérmica durante la polimerización.
La incorporación de rellenos bioactivos, tales como la hidroxiapatita (HA), partículas de hueso inorgánico, o vidrio bioactivo dentro de una matriz de metacrilato como una alternativa al cemento óseo PMMA fue reportado por primera vez por Hennig (2) y
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colaboradores en 1979. La incorporación de rellenos bioactivos dentro de un cemento óseo con base orgánica puede parcialmente incrementar la biocompatibilidad, así como también la conductividad ósea.
El hueso es un compuesto cerámico-orgánico el cual está constituido principalmente por un 20 % de colágeno, un 69 % de fosfatos cálcicos y un 9 % de agua. Otras sustancias orgánicas, tales como las proteínas, los polisacáridos, y lípidos están presentes en pequeñas cantidades. El componente mineral del hueso es la hidroxiapatita pero presenta contenidos de iones de flúor, magnesio, sodio y otros elementos los cuales son impurezas en el material. (3)
La hidroxiapatita (Ca5(PO4)3(OH) o Ca10(PO4)6(OH)2) es un material inorgánico el cual tiene una gran variedad de aplicaciones potenciales en la ciencia moderna. Ha sido utilizado en cromatografía, material resistente a la corrosión, administración de fármacos, y muy notable en recubrimientos de implantes óseos y como compositos debido a su naturaleza osteoconductiva. Los métodos más comúnmente utilizados para la obtención de este material son por vía mecanoquímica, hidrotérmica, sol–gel, precipitación, transición de fases, fluido corporal simulado. (4)
Sin embargo, las formulaciones comerciales siguen sufriendo de varias deficiencias relacionadas con el nivel insatisfactorio de algunas propiedades: (i) baja resistencia mecánica, (ii) inyectabilidad pobre, (iii) desajustes ionicos. La sustitución de elementos, tales como los iones de magnesio y de estroncio en la estructura de la apatita han sido tema de amplia investigación, debido a su papel inminente en los procesos biológicos. El magnesio es indudablemente es uno de los iones bivalentes más importantes asociados con la apatita biológica; el estroncio incrementa la apóptosis de osteoclastos y mejora la proliferación celular preostoblástica así como también la síntesis del colágeno. (5) (6) (7) (8)
De las investigaciones realizadas, destacan los siguientes resultados obtenidos. Adriana Bigi (9) realizó la síntesis del material con la relación de Sr/Sr+Ca desde 0 hasta 1. Se presentó una reducción de los parámetros de red progresiva en el material hasta x=0.7. Los iones de estroncio tienden a ocupar los espacios de Ca I cuando el estroncio esta en bajas
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concentraciones. Dagang Gou (10) realizó la síntesis con una relación de Sr/Sr+Ca= 0, 5, 10 % mol. Observó que el material con 1 % mol de sustitución presentó la mejor resistencia a la compresión después de un tiempo de inmersión de 5 cinco días en fluido corporal simulado, también se obtuvo un tamaño de poro de 10 µm. Liu Xue Yang (11) obtuvo materiales con diferente porosidad. Eligió practicar esto en un material con Sr/Sr+Ca=0.05, debido a que éste presenta buena biocompatibilidad y biodegradabilidad. Calcinándolo a 1270 °C para obtención de tamaño de poro de 300–600 µm. Concluyó que este material con una porosidad del 70 % presenta las mejores propiedades. Debido a que el tamaño de poro obtenido permite un mejor crecimiento de osteoblastos ya que existe buena conectividad entre poros. W. M. Lam (12) realizó la síntesis del material Sr/Sr+Ca=0, 2, 5, 20, 40 y 100 % mol. Demostrando que cerca del 20 % mol de sustitución se presenta la fase de dimetil tetraclorotereftalato (DCPA). Z. Y. Li (13) realizó materiales con Sr/Sr+Ca=0.3, 1.5 y 15 % mol. Por medio de XRF se observó que el material contenía menos cantidad de estroncio, de la que había sido propuesta teóricamente. También se observó que a un 15 % mol se presenta una sustitución de carbonatos e iones fosfatos, los cuales reemplazan al ion hidrogeno fosfato.
De la hidroxiapatita dopada con magnesio, se recabo la siguiente información. Fadeev (14) sintetizó un material variando la cantidad del ion magnesio de 0.1 hasta 1, y realizándole tratamientos térmicos a temperaturas de 300, 500, 700 y 1000 °C. A través de difracción de rayos X se dio cuenta que la fase de la apatita se mantenía cuando el material tenía una concentración de 0.1, con un tratamiento térmico de 1000 °C. Kumar (15) realizó la adición de la hidroxiapatita a un lingote de magnesio puro. Y se pudo observar que el magnesio con un 10 % HA presentaba las mejores propiedades mecánicas. Elena Landi (16) sintetizo el material a una fracción molar XMg=Mg/Mg+Ca= 0.15, 0.20, 0.25, 0.30. Obteniéndose como resultado que el área superficial del material se incrementa hasta 125 m2/g y que la densidad disminuye hasta 2.7 g/cm3. Tan (17) sintetizó el material adicionándole 1 % MgO y sinterizando a una temperatura de 1150 °C. Obteniendo un modulo de Young de 136.3 GPa, una dureza Vickers de 7.66 GPa y un esfuerzo a la fractura de 1.48 MPam1/2. Danielle Laurenci (18) sintetizó el material Ca9.1Mg0.9(PO4)6(OH)2, observando que el magnesio tiene una mayor preferencia por los sitios de Ca II.
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Por lo anterior, en el presente trabajo se pretende obtener una hidroxiapatita dopada con estroncio y una hidroxiapatita dopada con magnesio, con rangos de sustitución de acuerdo a la relación iónica Me/Me+Ca= 0.075, 0.102 y 0.132 el material fue calcinado a una temperatura de 750 °C.
Objetivos
Estudiar el efecto del estroncio y del magnesio en la estructura, microestructura, y las propiedades térmicas de la hidroxiapatita.
Como objetivos particulares, se pueden mencionar los siguientes:
Sintetizar hidroxiapatita, hidroxiapatita dopada con estroncio e hidroxiapatita dopada con magnesio.
Calcinación de los polvos de hidroxiapatita, hidroxiapatita dopada con estroncio e hidroxiapatita dopada con magnesio.
Caracterizar las propiedades estructurales, microestructurales y térmicas de los polvos obtenidos, empleando difracción de rayos X, espectroscopia infrarroja por transformadas de Fourier, microscopia electrónica de barrido, análisis termo gravimétrico.
Cuantificar los parámetros de red de los materiales, así como su volúmen y tamaño de cristal.
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1. Consideraciones teóricas.
La ciencia y la ingeniería de los materiales constituyen un campo interdisciplinario que se ocupa de crear nuevos materiales y dispositivos, y de mejorar los materiales que ya se conocen, desarrollando una comprensión más profunda de las relaciones entre la síntesis y el procesamiento con su microestructura, composición y propiedades. (19)
Los materiales se pueden clasificar en varios grupos principales: metales, cerámicos, polímeros, y materiales compuestos. El comportamiento de los materiales de cada uno de esos grupos se determina por su estructura. El arreglo de los átomos para formar una estructura cristalina o amorfa influye también en las propiedades de los materiales. Las imperfecciones en el arreglo atómico pueden desempeñar un papel fundamental en el desempeño de las propiedades mecánicas y otras propiedades. (19)
La figura 1 muestra como la ciencia e ingeniería de los materiales están ligados en las ciencias básicas de la física, química y biología, que son la base para la ciencia e ingeniería de los materiales.
Figura 1. Representación esquemática de la contribución de las áreas científicas.
Los materiales biológicos (materiales naturales) y los biomateriales (materiales sintéticos usados en ambientes biológicos) son una parte integral de la ciencia e ingeniería de los materiales y puede ser vista claramente en el incremento de la actividad de
Ciencia de
materiales
Física
Química Biología
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investigación en esta área por las oportunidades industriales en los dispositivos médicos y en la industria biotecnológica. (20)
1.1. Biomateriales
Un biomaterial se puede definir como un material sintético usado para remplazar parte de un sistema vivo o una función en contacto con un tejido vivo. The Clemson University Advisory Board for Biomaterials ha definido formalmente a un biomaterial como: “un diseño sistémico y sustancia farmacológicamente inerte para la implantación o incorporación dentro de los seres vivos”. (21)
El biomaterial es usado en la fabricación de dispositivos para remplazar una parte o una función del cuerpo de una manera segura, confiable, económica, y que sean fisiológicamente aceptables. Nuevos biomateriales, incluyendo materiales derivados biológicamente y materiales a nanoescala, están siendo desarrollados para obtener prótesis avanzadas y dispositivos médicos funcionales. Estos biomateriales proveen integración de múltiples funciones, miniaturización de dispositivos, y una reducción en el costo. (21, 22)(22) (21)
Los avances en los dispositivos médicos y en las prótesis fueron realizados durante y después de la segunda guerra mundial. Metales, cerámicos y polímeros biológicamente inertes fueron desarrollados para imitar el desempeño estructural de los tejidos naturales. En la tabla 1 se muestra la clasificación de los biomateriales (polímeros, metales, cerámicos, y compositos) así como sus ventajas, desventajas y algunas aplicaciones en el área médica. (6, 7) (21) (22)
1.1.1. Biocerámicos
Los cerámicos en forma de alfarería han sido usados por los humanos por miles de años. Hasta hace 100 años sus usos eran un poco limitados debido a su fragilidad, susceptibilidad a muescas o a microgrietas, su baja resistencia a la tensión, y su baja resistencia al impacto. Sin embargo en años recientes, técnicas innovadoras para fabricar cerámicos han guiado su uso como materiales de “alta tecnología”. Los cerámicos y sus compositos pueden ser también usados en medicina para aumentar o remplazar partes del
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cuerpo, específicamente huesos. En consecuencia, los cerámicos ocupados para los propósitos de remplazo son clasificados como biocerámicos. (21, 23) (23) (21)
Tabla 1. Materiales para uso en el cuerpo ( 1, 21) (21) (1)
Materiales Ventajas Ejemplos
Polímeros (polietileno, polipropileno, acrílicos nylon, caucho de silicona,
poliéster, etc.)
Baja densidad y resistencia formación de biopelículas y
facilidad de fabricación
Suturas, sustitución de arterias y venas, restauración
maxilofacial: nariz, oreja, mandíbula, dientes; tendón
artificial, cirugía plástica estética
Metales (Ti y sus aleaciones, aleaciones Co-Cr, aceros inoxidables, Au, Ag Pt, etc.)
Alta densidad, resistencia mecánica al desgaste,
impacto, tensión y compresión, baja biocompatibilidad, resistencia a la corrosión
Prótesis articulares, placas y tornillos de hueso, implantes
dentales, marcapasos y cables de sutura.
Cerámicos (óxido de aluminio, fosfatos de calcio incluyendo la hidroxiapatita,
carbono)
Buena biocompatibilidad, resistencia a la corrosión, inertes, alta resistencia a la compresión, alta densidad y
dureza, dificultad de maquinado y fabricación
Dentales, cabezas femorales de caderas, recubrimiento de
implantes dentales y ortopédicos Compositos
(carbono-carbono, cemento óseo reforzado por alambres y
fibras )
Buena compatibilidad, inertes, alta resistencia a la
corrosión y a la tensión. Falta de consistencia en la
fabricación del material
Implantes ortopédicos reforzados con fibras de carbono, válvula artificial
cardiaca, restauración de articulaciones
El desarrollo de materiales cerámicos aplicados en la biomedicina se ha concentrado mayormente en implantes ortopédicos y dentales. Los biocerámicos ortopédicos proveen la ventaja de la semejanza química a los materiales del esqueleto natural. (24)
La gran inercia química de las cerámicas, su alta resistencia a la compresión y su apariencia estética, hicieron que estos materiales se comenzaran a utilizar en odontología, sobre todo en coronas dentales. Posteriormente, su uso se extendió como biomateriales del sistema locomotor (implantes óseos). (23)
Para ser clasificado como un biocerámicos, los cerámicos deben cumplir o superar las propiedades enlistadas a continuación: (21)
Página 8 1. No deben ser tóxicos
2. No deben ser cancerígenos 3. No deben ser alérgicos 4. No deben ser inflamatorios 5. Deben ser biocompatibles
6. Deben ser biofuncionales durante toda su vida en el ser vivo 1.1.2. Clasificación de los biocerámicos (23)
Los cerámicos se pueden clasificar bajo diferentes puntos de vista; a) Según el tipo de respuesta del tejido
b) Según la aplicación a la que se destinen c) Según las características del material
A. Según el tipo de respuesta del tejido
Bioinertes: Son aquellas cerámicas estables que no reaccionan apreciablemente con
el medio al ser implantadas. La alúmina (α-Al2O3) es un ejemplo típico de los cerámicos considerados bioinertes. Otros ejemplos, son los cerámicos de zirconia (ZrO) y los carbones pirolíticos.
Bioactivas: Se caracterizan por que se unen directamente al hueso sin formación de
tejido conectivo en medio. El ejemplo típico y único que se une directamente al hueso es la hidroxiapatita [Ca10(PO4)6(OH)2 = HA] compuesto a la fase mineral del hueso. El resto de los minerales biocerámicos bioactivos se unen al hueso a través de la formación previa de una capa de HA sobre su superficie. Dentro de este grupo de biocerámicos están los denominados biovidrios y las vitrocerámicas bioactivas.
Biodegradables o reabsorbibles: Biomateriales cerámicos que, al ser implantados,
se disuelven con el tiempo y son reemplazados gradualmente por el tejido natural. Este tipo de biocerámicos serían los ideales, dado que solo permanecen en el cuerpo mientras es necesaria su función y desaparecen a medida que el tejido se regenera. Su mayor inconveniente es que su resistencia disminuye durante el proceso de reabsorción.
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Uno de los pocos biocerámicos que cumplen parcialmente estos requisitos es el fosfato tricálcico [Ca3(PO4)2 = TCP].
B. Según la aplicación a la que se destinen:
Estructurales: son biocerámicos de elevada resistencia mecánica y generalmente
bioinertes. Ejemplos típicos son los cerámicos de alúmina y circonia.
No estructurales: son generalmente biocerámicos bioactivos o reabsorbibles, densas
o porosas, con baja resistencia mecánica, ya que no tiene que soportar cargas grandes. Ejemplos típicos, la hidroxiapatita (HA) y el fosfato tricálcico (TCP).
C. Según las características del material
Biocerámicas densas inertes: Son materiales con porosidad nula. Su unión al hueso
es morfológica y se realiza de tres formas: por el crecimiento del tejido en las irregularidades superficiales del implante, por unión a través de un cemento acrílico o por acoplamiento del implante en el defecto mediante presión. Ejemplo típico de este grupo es la alúmina tanto monocristalina como policristalina.
Biocerámicas porosas inertes: La unión al hueso es mecánica y la fijación
biológica, ya que se produce el crecimiento del hueso a través de los poros del implante. La alúmina policristalina porosa es también un ejemplo típico del grupo.
Biocerámicas densas o porosas bioactivas: La unión al tejido óseo es de tipo
químico y la fijación bioactiva. Ejemplo típico del grupo es la HA. Al mismo grupo pertenecen los biovidrios y los vitrocerámicos bioactivos.
Biocerámicas densas reabsorbibles: El implante es reemplazado lentamente por el
hueso. A este grupo pertenecen el fosfato tricálcico (TCP) y otros fosfatos así como el sulfato cálcico ( = yeso).
Página 10 1.2. Fosfatos cálcicos
El fosfato cálcico, con formula empírica Ca3(PO4)2, es el nombre asignado a la familia de minerales que contienen iones de calcio [(Ca)2+] junto con iones ortofosfatos [(PO4)3-], metafosfatos o pirofosfatos [(P2O7)4-] y ocasionalmente iones de hidrógeno o hidróxidos.
Los fosfatos de calcio ha sido clasificados en tres grupos: (i) los tipo apatita Ca10(PO4)6X2, la cual incluye a los derivados de hidroxiapatita (X=OH-) y de la fluorita (X=F-) así como también aquellos relacionados con las estructuras tipo apatita como el fosfato octacálcico (OCP), y el fosfato tretracálcico (TTCP), ; (ii) tipo glaserita, los cuales pueden ser considerados todos los polimorfos de fosfato tricálcico, ; (iii) los compuestos que contienen Ca-PO4, los cuales incluyen al hidrogeno fosfato de calcio dihidratado (DCPD), , fosfato
ácido de calcio (DCPA), , y y . (25)
En la figura 2 se muestra el diagrama de equilibrio ternario para el sistema CaO-P2O5-H2O, donde se pueden observar las posiciones de los principales compuestos de dicho sistema.
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En la tabla 2, se presentan los compuestos más conocidos, utilizados para la sustitución del hueso en estudios con organismos vivos, así como su relación calcio/fosforo.
Tabla 2. Compuestos de fosfato de calcio probados en organismos vivos (26)
Material Formula química Relación
Ca/P Fosfato monocálcico hidratado Ca(H2PO4)H2O 0.50
Brushita CaHPO42H2O 1.00
α- Fosfato tricálcico α- Ca3(PO4)2 1.50
β- Fosfato tricálcico (Witlokita) β- Ca3(PO4)2 1.50
Hidroxiapatita Ca10(PO4)6(OH)2 1.67
Fosfato octacálcico pentahidratado Ca8H2(PO4)*5H2O 1.33
Fosfato dicálcico anhídrido (Monetita) CaHPO4 1.00
Fosfato tetracálcico (Hilgenstokita) Ca4(PO4)2 2.00
1.3. Hidroxiapatita
La hidroxiapatita, Ca10(PO4)6(OH)2, es el mineral principal en el hueso y del cartílago calcificado, representando un 43 % del peso del hueso. Este tiene los atributos físico-químicos de la estabilidad, de la inercia, y de la biocompatibilidad. La densidad de la hidroxiapatita es más o menos tres veces superior a la de los materiales biológicos, hay un costo metabólico significativo en el uso de esta cerámica natural. (24)
La estructura de la hidroxiapatita pertenece a un sistema hexagonal con un grupo espacial P63/m. La estructura cristalina de la hidroxiapatita presenta un empaquetamiento de iones Ca2+, PO42+ y OH-, en un arreglo hexagonal. De acuerdo a su posición en la celda unitaria, el calcio pueden ser clasificados en dos tipos: Ca1 y Ca2. Cuatro átomos de calcio ocupan las posiciones de Ca1, y seis átomos están en la posición de Ca2, los cuales se localizan en las esquinas de la columna hexagonal y están rodeados por iones OH- (figura 3). (27) Las posiciones de los átomos dentro de la celda unitaria es la siguiente:
Tabla 3. Posiciones de los átomos dentro de la celda unitaria de hidroxiapatita Átomo No. De átomos por celda unitaria X Y Z Ca (I) 4 0.333 0.667 0.666
Página 12 Ca (II) 6 0.246 0.993 0.328 P 6 0.400 0.369 0.192 O (I) 6 0.329 0.484 0.295 O (II) 6 0.589 0.466 0.496 O(III) 12 0.348 0.259 0.632 OH 2 0.000 0.000 0.875
Figura 3. El arreglo atómico de la hidroxiapatita, Ca10(PO4)6(OH)2.
La hidroxiapatita (Ca10(PO4)6(OH)2) es el miembro más importante de la familia de las apatitas, representadas por la fórmula:
Donde M es metal o H3O+; X es P, As, Si, Ge, S, ó Cr; Y es OH-, F-, Cl-, Br-, [(CO3)2-]. Su fórmula química también puede ser: . Al igual que las apatitas, tanto naturales como sintéticas, posee una estructura cristalina hexagonal, (figura 4), con dimensiones de celda unitaria a=b=9.42Å y c=6.88 Å. (28)
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Figura 4. Proyección de la malla elemental de la hidroxiapatita vista desde el plano 001. La biocompatibilidad de la hidroxiapatita ha sido establecida por varios investigadores debido a su estructura química parecida a la de los huesos y dientes (proporción de Ca/P ~1.66). La aplicación de la hidroxiapatita como un material estructural está limitada debido a su fragilidad y baja resistencia a la fractura (~ 0.4 MPa m ½). (29) Otras características presentes en el material se enlistan en la tabla 4.
Tabla 4. Propiedades mecánicas (1, 8, 10, 13) (29) Resistencia a la compresión (MPa) Resistencia a la cedencia (MPa) Resistencia a la tensión (MPa) Módulo de elasticidad (GPa) HA porosa 5.23 HA densa 21.8 100 40-100 Hueso humano cortical 72-105 300 68.9 12-18 Hueso humano esponjoso 41.4 50-150 3.5 0.1-10
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1.4. Efectos de los elementos dopantes en las propiedades de la hidroxiapatita La hidroxiapatita sintética exhibe una baja resistencia a la fractura. Una de las estrategias para mejorar sus propiedades mecánicas es dopar la hidroxiapatita con metales tales como magnesio, manganeso, zinc, y estroncio. (30) Las propiedades de estos elementos se muestran en la tabla 5.
Tabla 5. Propiedades de los elementos dopantes
Magnesio Calcio Estroncio Manganeso Zinc
Número atómico 12 20 38 25 30
Densidad (kg/m3) 1738 1550 2 7470 7140
Radio atómico (pm) 145 194 219 161 142
Radio covalente (pm) 130 174 195 139 131
Estructura cristalina Hexagonal FCC BCC BCC Hexagonal
Punto de fusión (K) 923 1115 1050 1517 691.68
Punto de ebullición
(K) 1363 1800 1655 2235 1180
Electronegatividad
(Pauling) 1.31 1 0.95 1.55 1.6
La hidroxiapatita dopada con metales se ha obtenido por diferentes tipos de síntesis, entre ellas figuran las técnicas vía química en medio acuoso, tal como: sol-gel (31), precipitación (9), (32), (33), ó vía estado sólido como: reacción mecanoquímica. (12)
Adriana Bigi y colaboradores (9), obtuvieron por medio de síntesis en medio acuoso hidroxiapatita dopada con estroncio, utilizando como sales precursoras el nitrato de calcio, nitrato de estroncio, e hidrogeno fosfato de amonio, utilizando hidróxido de amonio como estabilizador de pH=10. Realizaron la sustitución de los iones de calcio por iones de estroncio; en 0, 3, 5, 10, 20, 30, 50, 70, 90, 100 % mol de acuerdo con la relación Sr/(Sr+Ca). La síntesis se llevó a cabo a una temperatura de 90 °C. Posteriormente se centrifugo el material a 10000 rpm y fue secado a 37 °C durante toda la noche. El material obtenido fue caracterizado por las técnicas de espectrofotometría de absorción atómica, espectroscopia infrarroja, microscopia electrónica de transmisión, BET y se midió contenido de fase y tamaño de partícula con ayuda del método Rietveld y la ecuación de Scherrer.
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Lograron la síntesis de los materiales de Ca-Sr-HA a través de síntesis directa en solución acuosa. Estos presentaron un grado de cristalinidad suficiente para realizar el análisis estructural de los compuestos isomorfos sin tratamiento térmico alguno. Aunque se presentó una distribución similar en los dos sitios catiónicos, a bajas concentraciones de estroncio dentro de la red, el ion tendió a ocupar el sitio M(1). Aunque en todos los materiales se pudo observar la presencia del ion de estroncio en el sitio M(2), la cual tuvo lugar en todos los materiales sintetizados.
Para los espectros de infrarrojo estos autores observaron que los máximos de las intensidades de las bandas que corresponden a los grupos hidróxidos se desplazaron. Para la hidroxiapatita las bandas de hidróxido muestran un valor de 3572 cm-1, mientras que para el compuesto de Sr-Ha se proyectan en un valor de 3590 cm-1. Así también se observó ensanchamiento para las bandas correspondientes a los grupos fosfatos. La morfología de los compuestos también se vio afectada de manera gradual con respecto a la cantidad de estroncio contenido dentro de la red de la hidroxiapatita. La hidroxiapatita mostró cristales en forma de plato. La hidroxiapatita dopada con estroncio mostro cristales en forma de plato más alargados. El área superficial se vio afectada, partiendo de un valor de 60 m2/g para la hidroxiapatita, y obteniendo un valor mínimo de 26 m2/g para la hidroxiapatita dopada con estroncio.
Z. Y. Li y colaboradores (13), realizaron la síntesis para la sustitución de calcio por estroncio en porcentajes de 0.3, 1.5 y 15 % mol Sr-HA. El nitrato de calcio, nitrato de estroncio y el hidrogeno fosfato de amonio se utilizaron como precursores. La experimentación se llevó a cabo a una temperatura de 50 °C con una agitación de 400 rpm, el valor del pH fue ajustado a 10. Posteriormente fue secado a 120 °C durante 12 horas. El material obtenido fue caracterizado y analizado por medio de las técnicas de espectroscopia infrarroja por transformadas de Fourier, difracción de rayos X y microscopia electrónica de transmisión.
Se obtuvieron los polvos de los materiales antes mencionados y no se les practicó ningún tratamiento posterior. En el análisis se observó que el material con 15 % Sr los picos de difracción se ensanchaban, lo cual indicó que la introducción del Sr en la red destruyó la simetría. La incorporación del 1.5% de Sr no cambio la composición química ni
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la cristalinidad de Sr-HA. La longitud y el ancho del cristal se incrementaron muy ligeramente. Se propuso que los iones de tamaño menor, como son el cadmio, el zinc y el magnesio, son incorporados preferentemente en los sitios de Ca I. Por el contrario los cationes grandes, como lo son el estroncio, el bario y el plomo, tienden a ocupar preferencialmente los sitios de Ca II en la estructura de la hidroxiapatita.
Ilaria Cacciotti y colaboradores (33), obtuvieron hidroxiapatita dopada con magnesio mediante síntesis por precipitación, sustituyendo el 0.6, 1.2 y 2.4 % en peso. Fueron utilizados como precursores el nitrato de calcio, di hidrogeno fosfato de amonio y el nitrato de magnesio. Se monitoreó y se justo el pH a 10 con hidróxido de amonio durante la síntesis. Todas las síntesis se llevaron a cabo a temperatura ambiente. Posterior a la experimentación fueron filtrados y secados a 60 °C. Se realizaron calcinaciones a las muestras con temperaturas de hasta 1500 °C durante dos horas. Los materiales obtenidos fueron caracterizados por análisis térmico diferencial y gravimétrico, microscopia electrónica de transmisión, espectroscopia infrarroja por transformadas de Fourier, BET, espectrometría de emisión atómica con plasma acoplado inductivamente (AES-ICP), difracción de rayos X y difracción de rayos X a alta temperatura.
A través de la técnica de ICP, se puede ver que los compuestos de 0.25 Mg-HA y 0.5 Mg-HA mantuvieron la relación de (Ca+Mg)/P cerca de 1.667. Mientras que el compuesto 1.0 Mg-HA presento una ligera desviación de la relación estequiométrica. Los espectros IR indican una fuerte absorción en el rango de 1460 - 1410 cm-1, lo cual indica que los grupos carbonatos sustituyeron a los grupos fosfatos en la red de la hidroxiapatita y además, las bandas de 3570 y 631 cm-1, corresponden a los modos de alargamiento y vibración de enlaces en los grupos hidroxilos, respectivamente. El valor de área específica más grande que se obtuvo fue para el compuesto 0.5 Mg-HA, este fue de 142 m2/g. El material con un contenido de hasta 1.6 % en peso de Mg, presentó una composición química con buen control, con mayores incrementos de Mg se produce la fase β-Ca3(PO4)2 (fase deficiente de calcio). El grado de cristalinidad disminuye con el incremento de contenido de magnesio.
Wojciech y colaboradores (34) obtuvieron hidroxiapatita dopada con magnesio con diferentes grados de cristalinidad, la sustitución de iones calcio por iones de magnesio, en
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valores de 0.5, 1, 2, 3, 4, 5, 6 y 10 % atómico en el compuesto. Fueron utilizados como precursores el hidróxido de calcio, el hidróxido de magnesio e hidrogeno fosfato de amonio. La síntesis se llevó a cabo a temperatura ambiente. La reacción hidrotermica-mecanoquímica se llevó a cabo en un rango de temperatura de 28 - 33 °C. Posteriormente el material fue lavado y se secó a 70 °C durante 24 horas. Los materiales fueron caracterizados por difracción de rayos X, BET, dispersión de luz dinámica, microscopia electrónica de barrido, espectroscopia infrarroja por transformada de Fourier, espectroscopia fluorescente de rayos X, espectroscopia fotón - electrón de rayos X.
Se pudo observar a través de la técnica de rayos X, que los materiales presentan una fase constante de Mg(OH)2. Esto también se corroboró con análisis termo gravimétrico ya que la fase de Mg(OH)2 reacciona a una temperatura de 380 °C aproximadamente. Se pudo observar que la fase de Mg-HA fue estable hasta un 5 % atómico de sustitución. Para poder purificar las muestras se les realizó un tratamiento de citrato de amonio. Posteriormente se realizó la caracterización de los materiales nuevamente. Los patrones de difracción mostraron que la fase había sido removida del material. La gráfica termogravimétrica mostró una pérdida de peso de los materiales de manera regular. Con ayuda de BET se observó que cuanto mayor es la sustitución atómica, mayor área superficial se presenta en el material. Los patrones de infrarrojo solo presentaron un leve desplazamiento de las bandas características del material. Se utilizó XPS para ubicar la posición del magnesio dentro de la estructura de la hidroxiapatita, se pudo observar que existía una mayor concentración de iones de magnesio en la superficie del material. Por medio de FESEM, se observó que el material se presentaba en forma de aglomerados de 1-2 µm de diámetro, con morfología equiaxial y acicular.
TAN y colaboradores (17) obtuvieron hidroxiapatita dopada con óxido de magnesio, en concentraciones entre 0.5 y 1 % en peso. Fueron utilizados como precursores hidróxido de calcio, ácido ortofosfórico y óxido de magnesio. Las muestras fueron compactadas uniaxialmente entre 1.3 MPa y 2.5 MPa, para obtener discos de 20 mm de diámetro. Posteriormente los materiales fueron sinterizados entre temperaturas de 1000 y 1400 °C con una rampa de calentamiento de 2 °C/min. Las características de los compactos fueron analizadas por las técnicas de difracción de rayos X, por la técnica de inmersión en agua;
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se evaluaron propiedades como microdureza y resistencia a la fractura y se calcularon los valores del módulo de elasticidad, módulo de Young.
Obtuvieron el material mejorando las propiedades mecánicas sin afectar la estabilidad de la fase, aun cuando fueron sinterizadas a 1400 °C. La muestra con adición del 1 % en peso del óxido de magnesio sinterizado a 1150 °C mostró el valor más alto en el módulo de Young de 136.3 GPa, una dureza de 7.66 GPa y una resistencia a la fractura de 1.48 MPa m1/2.
Dagang Gou y colaboradores (10), obtuvieron hidroxiapatita con contenidos de estroncio de 0, 5 y 10 % peso. Las sales precursoras fueron fosfatos tricálcicos (TTCP), difosfato (o fosfato ácido) de estroncio (DSPA), fosfato de calcio (DCPA), fosfato ácido y agua desionizada. Las pastas de cementos fueron mezcladas con 0.6 g de cemento y diluidas en 0.4 g de H3PO4 con una espátula durante 30 segundos. Posteriormente fueron colocadas en un molde de acero inoxidable (6 mm x 12 mm) y se les aplicó una presión de 0.70 MPa. Estas capsulas fueron almacenadas con 100 % de humedad relativa en una incubadora a 37 °C por 30 minutos y después colocadas dentro de fluido corporal simulado (SBF). Finalmente fueron secadas a 37 °C por 30 minutos y pulidas. Las medidas finales del compacto fueron de 6 mm x 11.5 mm.
En una relación de Sr/(Sr+Ca) con un 5 % peso de Sr se obtuvo el valor mayor para el esfuerzo a la compresión que fue de 66.75 MPa. Excelentes propiedades incluyendo el esfuerzo a la compresión, la dureza Knoop e indirectamente el esfuerzo a la tensión pueden ser obtenidos con una concentración de 5 % peso con relación de Sr/(Sr+Ca) en Sr-HA.
L. Hernández y colaboradores (35) investigaron el efecto de la incorporación de HA-Sr en las propiedades del cemento óseo, y se concluyó que la formulación idónea para vertebroplastia es la que contiene 20 % peso de HA-Sr tratada, ya que presenta una inyectabilidad mejorada, elevada radiopacidad (capacidad que tiene un material de emitir poca energía al ser expuesta a una nube de electrones), la mayor bioactividad y además, la mejora de propiedades mecánicas es significativa. El hidróxido de calcio, hidróxido de estroncio, óxido de fosforo, y el hidrogeno carbonato de sodio fueron las sales precursoras. A un reactor de un litro que contenía la disolución de hidróxidos se le añadió la segunda,
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gota a gota, bajo agitación mecánica. A continuación, se ajustó el pH a 9,5 con una disolución de HCl, y se dejó reaccionar a temperatura ambiente. Después de tres días, se neutralizó hasta pH 7.4 con HCl diluido y se filtró el sólido de reacción con papel de filtro doble. El polvo se secó en la mufla a 500 ºC durante 24 horas. La HA-Sr obtenida es una solución sólida de calcio y estroncio expresada como: Ca10-x Srx (PO4)6(OH)2.
W. M. Lam y colaboradores (12) sintetizaron HA-Sr, con concentraciones de 0, 2, 5, 20, 40, y 100 % peso de acuerdo a la relación Sr/(Sr+Ca) por tratamiento hidrotérmico a 120 °C. La octadecilamina, el ácido linoléico y etanol fueron mezclados para obtener una primera solución. La segunda solución constó de una mezcla de nitrato de calcio y nitrato de estroncio la cual estuvo diluida en agua desionizada. La solución dos fue añadida a la solución uno, en agitación continua durante 10 minutos, y posteriormente tratada hidrotermicamente a 120 °C durante 15 horas. No se les realizó ningún tratamiento térmico adicional a las muestras. Los materiales fueron caracterizados por las técnicas de difracción de rayos X, SAED, EDX, FESEM, FTIR.
Ellos concluyeron que por debajo del 20 % peso de estroncio sustituido en la hidroxiapatita solo la apatita es formada; por encima, existe una mezcla de apatita y DCPA. En los resultados se pudo observar que con el 20 % peso de sustitución se obtuvo una apatita de baja cristalinidad, pero una alta cristalinidad de DCPA. Cerca del 40 % peso de sustitución se observaron únicamente los picos característicos de difracción de DCPA con alta cristalinidad.
S. Kannan y colaboradores (7) prepararon hidroxiapatita con magnesio por el
método de precipitación acuosa. Utilizaron , ,
y como estabilizador de pH. Después de realizar la mezcla de las soluciones, las mismas fueron mantenidas a una temperatura de 60 °C durante 2 horas con agitación constante. Los precipitados se dejaron reposar durante 24 horas para su maduración. Posteriormente fueron separados con un recipiente de filtración y secados a 80 °C durante toda una noche. Fueron molidos y tamizados hasta 200 µm. Estos materiales fueron calcinados en un rango de temperaturas de 700 a 1400 °C. La caracterización se realizó con las técnicas de análisis termo gravimétrico, difracción de rayos X,
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espectroscopia infrarroja por transformada de Fourier y espectroscopia fluorescente de rayos X.
El material de hidroxiapatita fue obtenido. A pesar del incremento en el contenido del magnesio dentro de la hidroxiapatita no se vieron afectados los patrones de difracción. En los diagramas de análisis termogravimétrico se observó que existía una pérdida de peso en las muestras. Esta se puede dividir en tres etapas, en la primer etapa (30 - 250 °C) se removió el agua absorbida físicamente, en la segunda etapa (250 – 800 °C) se atribuyó a cambios estructurales los cuales estaban asociados con los diferentes niveles de incorporación de magnesio. En una tercera etapa (800 – 1500 °C) en la cual hubo presencia de materiales bifásicos. A pesar de la formación de mezclas bifásicas el material seguía presentando hidroxiapatita.
S. R. Kim y colaboradores (36) realizaron una doble sustitución en la red de la hidroxiapatita, el silicio en un 2 % peso y el magnesio en 1 % peso, el porciento de magnesio que se puede incorporar en la red es menor del 1 %. Se utilizó el método de precipitación. Primeramente el CaCO3 fue calentado a 1000 °C durante 3 horas, posteriormente 5.30 g de CaO fueron hidratados para producir Ca(OH)2, el cual fue disuelto en agua destilada. Se le inyectó gas nitrógeno durante 30 minutos. Las cantidades exactas de 0.3 M H3PO4 fueron añadidas a la suspensión de Ca(OH)2 y se agitó. Se monitoreo el pH de la solución y fue ajustado a 10 con una solución de NH4OH. Para la obtención de la hidroxiapatita dopada con silicio y magnesio, el procedimiento fue muy similar. La experimentación cambió después de la inyección de nitrógeno. El Mg(OH)2 fue disuelto completamente en la solución de 0.3 M H3PO4 y añadida a la solución de Ca(OH)2.
Para caracterizar los materiales obtenidos fue necesario realizar una pastilla de 10 mm de diámetro por 1.5 mm de espesor, la fuerza de compactación fue de 1600 bar. Las pastillas fueron sinterizadas en un rango de temperaturas de 1000 °C a 1500 °C bajo condiciones atmosféricas, y fueron mantenidas durante 4 horas con los picos de temperatura. Para la caracterización de materiales se utilizaron difracción de rayos X, microscopia electrónica de trasmisión, espectroscopia infrarroja, y se le realizaron pruebas de biocompatibilidad.
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Los materiales obtenidos muestran un promedio de tamaño de 100 nm. Los patrones de difracción de la hidroxiapatita y de la hidroxiapatita dopada con iones sustitucionales se muestran anchos y esto se le atribuye a la baja cristalinidad del material. En los espectros de infrarrojo se pudo observar que las bandas del hidroxilo en los números de onda de 3570 y 630 cm-1. El material con las mejores características fue le obtenido con un 1.97 % peso de sustitución de sílice dentro de la red de la hidroxiapatita, ya que mantuvo su cristalinidad. Las fotografías obtenidas por MEB confirmaron que la sustitución de iones de silicio dentro de la red se presentaba en una sola fase. Mientras que en los materiales que tuvieron una doble sustitución, solo podían mantener la fase hasta un 1.05 % peso.
Ming-Jie Jiao y colaboradores (37) sintetizaron hidroxiapatita dopada con magnesio con un 2 % mol de magnesio. Utilizaron como precursores, Ca(NO3)2*4H2O, NH4H2PO4 y MgCl*6H2O con concentraciones de los iones de 4, 8, 12.5 y 25 % mol de acuerdo a la relación Mg/(Ca+Mg). Se realizó un proceso de electro depositación de magnesio a 85 °C durante 50 minutos con 3.0 V. La morfología del material fue examinado con un microscopio electrónico de barrido de emisión de campo, un difractómetro de rayos X de bajo ángulo y por espectroscopia infrarroja por transformadas de Fourier.
Se realizaron los depósitos de magnesio en la hidroxiapatita. La masa de los depósitos disminuyó mientras el contenido de magnesio se incrementaba. Debido a lo anterior fue difícil que el material cristalizara, ya que los iones de magnesio son más pequeños que los iones de calcio. La adición del ión de magnesio por debajo de 4 % mol no afecta la morfología de los cristales de hidroxiapatita, excepto por el diámetro el cual se modifica en un promedio de 40-50 nm. Mientras se incrementa la concentración a 12.5 % se forman cristales tipo agujas. Por encima de 25 % se obtuvieron estructuras porosas.
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2. Metodología experimental.
En el presente trabajo se llevó a cabo la síntesis de hidroxiapatita (HA, ), HA dopada con Sr (( ) y HA dopada con Mg (( ). Para la experimentación se realizó la sustitución de iones de estroncio o magnesio por los de calcio dentro de la red de la HA, en cantidades de 0.75, 1.02 y 1.32, tabla 6.
Tabla 6. Relación en porciento mol de iones sustituidos en la red de la hidroxiapatita
HA-Sr Sr/Sr+Ca (mol/mol) HA-Mg Mg/Mg+Ca (mol/mol) 15.08 4.69 19.92 6.45 24.98 8.45
La metodología para la síntesis y caracterización de estos materiales se describe a continuación.
2.1. Materiales.
Las características de los materiales precursores para la síntesis de los materiales HA, HA-Sr y HA-Mg se enlistan en la tabla 7, en la misma se especifica la pureza así como la marca comercial utilizada.
Tabla 7. Materiales utilizados para la síntesis
Material Pureza (%) Marca comercial
Ca(OH)2 95 Sigma- Aldrich
Sr(OH)2 95 Aldrich
Mg(OH)2 95 Sigma – Aldrich
H3PO4 85.7 J. T .Baker
MgCl2*6H2O 99 Sigma – Aldrich
NH4OH 27.3 Sigma – Aldrich
(NH4)2HPO4 98.4 J. T. Baker
Sr2(NO)3 99 Sigma – Aldrich
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2.2. Estequiometría de las reacciones
La síntesis de los materiales se llevó a cabo en dos etapas. La primer etapa consistió en preparar HA con dos diferentes sales precursoras. La segunda etapa consistió en preparar hidroxiapatita dopada con estroncio e hidroxiapatita dopada con magnesio, utilizando diferentes sales precursoras.
2.2.1. Hidroxiapatita
Se realizaron dos síntesis para la obtención de la hidroxiapatita. En la primera síntesis se ocuparon como precursores y ; las reacciones que se llevaron a cabo son las siguientes
Para la segunda síntesis se ocuparon como sales precursoras el , , y el ; la reacción que se llevó a cabo es la siguiente:
2.2.2. Hidroxiapatita dopada con estroncio
Para el caso de la sustitución de iones estroncio por iones de calcio en la estructura de hidroxiapatita, se realizaron también dos síntesis. En la primera se emplearon como sales precursoras y , en la segunda se emplearon las sales de y
Página 24 2.2.3. Hidroxiapatita dopada con magnesio
Para la sustitución de iones de magnesio por iones de calcio en la estructura de la hidroxiapatita se realizaron dos síntesis. En una se emplea y , en la segunda se emplea y Las reacciones que se llevaron a cabo son las siguientes:
2.3. Síntesis por precipitación
A partir de la estequiometria de las reacciones anteriormente mostradas, se realizaron los cálculos correspondientes, considerando la cantidad de Sr o Mg (0.75, 1.02 y 1.32 átomos) a sustituir según el caso. Se sintetizaron un total de 14 muestras. Para la obtención de la hidroxiapatita los cálculos experimentales fueron basados en el artículo de Giardina y colaboradores. (32)
Se realizó una base de cálculo para 20 gramos. Para la obtención de la hidroxiapatita a partir de hidróxido de calcio, denotada como HAOH. Se prepararon dos soluciones, para la solución 1, fueron utilizados 14.745 gramos de hidróxido de calcio diluidos en 61 mL de agua destilada. En la solución 2 se diluyeron 8 mL de ácido fosfórico en 76 mL de agua destilada. La solución uno fue puesta en agitación continua a temperatura ambiente. La solución dos fue añadida por goteo a la solución uno a una velocidad moderada, a temperatura ambiente con agitación continua y monitoreo constante de pH=9. Se obtuvo un precipitado de color blanco y apariencia gelatinosa. Este último se dejó agitando durante 20 horas, después se dejó sedimentar durante aproximadamente 24 horas, para posteriormente secarlo durante 24 horas a 100 °C en una estufa.
Para la obtención de la hidroxiapatita a partir de nitrato de calcio, denotada como , fueron utilizados 47.49 gramos de nitrato de calcio diluidos en 61 mL de agua destilada para obtener la solución uno. En la solución dos se diluyeron 23.53 mL de
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hidróxido de amonio y 16 gramos de hidrogeno fosfato de amonio en 76 mL de agua destilada. La secuencia de adición y condiciones de síntesis fueron las mismas que se ocuparon para el caso de HAOH.
La tabla 8 muestra las cantidades de sales y ácidos que fueron requeridas para la síntesis de HAOH y .
Tabla 8. Cantidades de sales y ácidos requeridos para la síntesis de HAOH y
Muestra Material Sales y cantidades
Ca(OH)2 H3PO4
1 HAOH 15.5 (g) 8 mL
Ca(NO3)2*4H2O NH4OH
2 HA(NO3)2 47.49 (g) 16 mL 23.53 (g)
Para la obtención de la hidroxiapatita dopada con estroncio a partir de hidróxido de estroncio, denotada como HA-Sr-OH, fueron utilizados 13.86, 13.28 y 12.66 gramos de hidróxido de calcio y 1.84, 2.49 y 3.17 gramos de hidróxido de estroncio diluidos en 61 mL de agua destilada para obtener la solución uno. En la solución dos se diluyeron 7.77, 7.69 y 7.60 mL de acido fosfórico en 76 mL de agua destilada. La secuencia de adición y condiciones de síntesis fueron las mismas que para la síntesis de HA
La tabla 9 muestra las cantidades de sales y ácidos que fueron requeridas para la síntesis de HA-Sr-OH
Tabla 9. Cantidades de sales y ácidos requeridos para la síntesis de HA-Sr-OH
Muestra Material Sales y cantidades
Ca(OH)2 (g) Sr(OH)2 (g) H3PO4 (mL)
3 75 HA-Sr-OH 13.86 1.84 7.77
4 102 HA-Sr-OH 13.28 2.49 7.69
5 132 HA-Sr-OH 12.66 3.17 7.60
Para la obtención de la hidroxiapatita dopada con estroncio a partir de nitrato de estroncio, denotada como HA-Sr-NO3, fueron utilizados 40.98, 29.62 y 28.25 gramos de nitrato de calcio y 1.77, 2.39 y 3.05 gramos de nitrato de estroncio diluidos en 61 mL de agua destilada para obtener la solución uno. En la solución dos se diluyeron 15.48, 15.28 y
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15.08 mL de hidrogeno fosfato de amonio y 22.73, 22.44 y 22.14 de hidróxido de amonio en 76 mL de agua destilada.
La tabla 10 muestra las cantidades de sales y ácidos que fueron requeridas para la síntesis de HA-Sr-NO3.
Tabla 10. Cantidades de sales y ácidos requeridos para la síntesis de HA-Sr-NO3
Muestra Material Sales y cantidades
Ca(NO3)2*4H2O (g) Sr(NO3)2 (g) (mL) NH4OH (g) 6 75 HA-Sr-NO3 40.98 1.77 15.48 22.73 7 102 HA-Sr-NO3 29.62 2.39 15.28 22.44 8 132 HA-Sr-NO3 28.25 3.05 15.08 22.14
Para la obtención de la hidroxiapatita dopada con estroncio a partir de cloruro de magnesio, denotada como HA-Mg-Cl, fueron utilizados 13.86, 13.28 y 12.66 gramos de hidróxido de calcio y 2.96, 4, y 5.1 gramos de cloruro de magnesio diluidos en 61 mL de agua destilada para obtener la solución uno. En la solución dos se diluyeron 7.77, 7.69 y 7.60 mL de acido fosfórico en 76 ml de agua destilada. La secuencia de adición y condiciones de síntesis fueron las mismas para la síntesis de la HA.
La tabla 11 muestra las cantidades de sales y ácidos que fueron requeridas para la síntesis de HA-Mg-Cl.
Tabla 11. Cantidades de sales y ácidos requeridos para la síntesis de HA-Mg-Cl
Muestra Material Sales y cantidades
Ca(OH)2 (g) MgCl6*4H2O (g) H3PO4 (mL)
9 75 HA-Mg-Cl 13.86 2.96 7.77
10 102 HA-Mg-Cl 13.28 4 7.69
11 132 HA-Mg-Cl 12.66 5.1 7.60
Para la obtención de la hidroxiapatita dopada con estroncio a partir de cloruro de magnesio, denotada como HA-Mg-OH, fueron utilizados 13.86, 13.28 y 12.66 gramos de hidróxido de calcio y 0.88, 1.19 y 1.52 gramos de hidróxido de magnesio diluidos en 61 mL de agua destilada para obtener la solución uno. En la solución dos se diluyeron 7.77,
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7.69 y 7.60 mL de acido fosfórico en 76 ml de agua destilada. La secuencia de adición y condiciones de síntesis fueron las mismas que para la síntesis de la HA.
La tabla 12 muestra las cantidades de sales y ácidos que fueron requeridas para la síntesis de HA-Mg-OH.
Tabla 12. Cantidades de sales y ácidos requeridos para la síntesis de HA-Mg-OH
Muestra Material Sales y cantidades
Ca(OH)2 (g) Mg(OH)2 (g) H3PO4 (mL)
12 75 HA-Mg-OH 13.86 0.88 7.77
13 102 HA-Mg-OH 13.28 1.19 7.69
14 132 HA-Mg-OH 13.66 1.52 7.60
Finalmente los polvos obtenidos de las síntesis anteriores se molieron y se calcinaron a 750 °C durante una hora.
La figura 5 presenta la metodología de experimentación realizada desde la preparación de las soluciones uno y dos hasta la caracterización de los materiales.
