Embed Size (px)
Citation preview
FABRICACIÓN DE MATERIAL
COMPUESTO DE PLA REFORZADO CON
CERÁMICO BIOACTIVO PARA LA
FABRICACIÓN DE MATERIAL DE
OSTEOSÍNTESIS
TATIANA RIOS MENESES
Trabajo de grado presentado para optar al grado de Magister en Ingeniería de Materiales por la
Universidad de Antioquia
Codirigido por los profesores
PhD. Alexander Franco
PhD. María Esperanza López
Facultad de Ingeniería, Universidad de Antioquia
MEDELLIN 2016
2
Agradecimientos
El presente trabajo de grado es el resultado del esfuerzo de varios años durante los cuales he
contado con el apoyo de varias personas a quienes quiero expresar mi más sincero
agradecimiento ya que con su aporte han hecho posible este trabajo.
A los profesores María Esperanza López y Alexander Franco, codirectores de este trabajo, por
sus aportes y compañía en el análisis de los estudios realizados.
Al grupo de investigación GIPIMME por su apoyo para el desarrollo de este trabajo.
A Juan Fernando Hernández por su apoyo incondicional, disponibilidad y paciencia para le
ejecución de todas las pruebas y análisis del trabajo.
A Andrea Álzate por su apoyo y aportes en el área de la química.
A Industrias Médicas Sampedro por sus aportes en el conocimiento en las aplicaciones
industriales de éste trabajo, su incondicional apoyo para la realización de esta maestría y los
estudios y análisis que este trabajo exigió.
3
RESUMEN
Un material compuesto es un material que consiste de dos o más constituyentes separados por una
interfaz diferente, y cuyo resultado de la unión permite mejorar propiedades fisicoquímicas como la
rigidez, resistencia mecánica, a la corrosión y a la temperatura entre otras que individualmente no se
alcanzarían. Entre las combinaciones más usuales se encuentran compuestos reforzados por partículas,
endurecidos por dispersión, reforzados con fibras y materiales compuestos estructurales, entre los
reforzados por partículas se encuentran los compuestos de biomateriales de matriz polimérica con
adición de cerámicos estudiados en este trabajo, que son usados en aplicaciones biomédicas y en su
mayoría están diseñados para mejorar propiedades como rigidez, resistencia a la fatiga y bioactividad
[1]. Entre las aplicaciones biomédicas de estos materiales compuestos se encuentran los andamios para
ingeniería de tejidos, los recubrimientos para prótesis, los dispositivos de liberación controlada de
medicamentos, la fabricación de implantes para fijación ósea, entre otros.
En el presente trabajo se exponen una serie de estudios y análisis realizados con el objetivo fabricar y
caracterizar materiales compuestos de matriz polimérica bioabsorbible (PLA) reforzado con un
cerámico bioactivo (Hidroxiapatita, HA) para ser usado en la fabricación de material de osteosíntesis.
El desarrollo de este trabajo se dividió en 5 fases que se describen a continuación:
Durante la primera fase se definieron los criterios de selección de los materiales de partida para la
fabricación del compuesto, teniendo en cuenta aspectos como el tiempo de degradación, solubilidad,
propiedades mecánicas, cristalinidad por DRX y biocompatibilidad; la segunda fase consistió en la
caracterización de los materiales seleccionados, para determinar parámetros de procesamiento del
compuesto, como estabilidad térmica, composición química, características reológicas y estabilidad en
solución para el caso del PLA y cristalinidad, distribución granulométrica y tamaño de partícula para la
HA. Durante la tercera fase se realizó la fabricación de los materiales compuestos, determinando en
primera instancia los parámetros de procesamiento como temperatura, tiempo, velocidad de agitación y
porcentaje de refuerzo utilizado, posteriormente los materiales compuestos fueron fabricados usando la
técnica del solvent casting y la técnica de conformado usada para obtener las probetas fue el moldeo
por compresión. En la fase 4 se realizó la caracterización de los materiales compuestos obtenidos, que
permitió la determinación de parámetros físicos como la fracción en peso de las partículas de HA,
viscosidad inherente, peso molecular por GPC y dispersión de la HA en la matriz de PLA mediante
microscopia electrónica SEM, el estudio de la degradación in vitro, así como la determinación de la
citotoxicidad de los mismos mediante el ensayo del MTT; en la quinta fase se analizaron los resultados
del trabajo realizado y se propuso el trabajo futuro.
Los resultados obtenidos mostraron el efecto directo de la manipulación de las materias primas, los
parámetros de procesamiento y conformado sobre el desempeño de los materiales obtenidos, que como
consecuencia presentaron una elevada velocidad de degradación, haciendo que estos no sean aptos para
su aplicación en la fabricación de material de osteosíntesis, sin embargo, se identificaron las variables
más sensibles, en que rangos y los principales aspectos sobre los cuales se deben enfocar los trabajos
futuros para la expansión y el desarrollo de los que se han llevado a cabo.
Palabras Clave: Bioactivo, Biodegradable, Biomateriales, Compuestos, Hidroxiapatita, PLA.
4
ABSTRACT
A composite is a material that is separated by a different interface two or more constituents, and the
result of the union improves physicochemical properties such as stiffness, strength, corrosion and
temperature among others that individually would not be achieved. Among the most common
combinations are the reinforced by particles, dispersion-strengthened, fiber reinforced and structural
composites, the reinforced by particles are the kind of composites biomaterials polymer matrix with
addition of ceramic studied in this work, composites which are used are in biomedical applications and
most are designed to improve properties such as stiffness, fatigue strength and bioactivity [1]. Among
biomedical applications of these composites are scaffolds for tissue engineering, coatings for
prosthetic, devices for controlled drug release, the manufacture of implants for bone fixation, among
others.
In this paper a series of studies and analyzes are described in order to manufacture and characterize
composites bioabsorbable polymer matrix (PLA) reinforced with a bioactive ceramic (Hydroxyapatite,
HA) for being used in the manufacture of osteosynthesis implants. The development of this work was
divided into five phases described below:
During the first phase the selection criteria of the starting materials for the manufacture of the
compound were defined, aspects such as the degradation time, solubility, mechanical properties,
crystallinity by XRD and biocompatibility were considered; the second phase was the characterization
of the selected materials in order to determine the composite processing parameters, as thermal
stability, chemical composition, rheological characteristics and stability in solution for the case of PLA
and crystallinity, particle size distribution and particle size for the HA. During the third phase the
manufacture of composite materials was conducted, determining in the first instance processing
parameters as temperature, time, stirring rate and percentage of reinforcement used, then the
composites were manufactured using the solvent casting technique and then the samples were
manufactured by the compression molding technique. In fourth phase the characterization of the
obtained composite materials was performed by the measurement of physical parameters such as the
weight fraction of HA particles, inherent viscosity, molecular weight GPC, and dispersion of HA in the
PLA matrix by electron microscopy SEM, the study of the in vitro degradation and determination of
cytotoxicity by MTT assay were also performed; in the fifth phase the results of the work were
analyzed and the future work was proposed.
The results showed the direct effect of manipulation of raw materials, processing and moulding
parameters on the performance of the materials obtained, which as a result showed a high rate of in
vitro degradation, causing them to be unsuitable for being used in the manufacture of osteosynthesis
implants, however, the most sensitive variables were identified, its ranges and the main aspects on
which future work should focus for the expansion and development of the results that have been
carried out.
Keywords: Bioactive, Biodegradable Materials, Composites, Hydroxyapatite, PLA.
5
PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA
Actualmente los materiales de osteosíntesis desarrollados en Colombia se fabrican convencionalmente
a partir de materiales metálicos como el acero inoxidable y el titano, los cuales debido al balance entre
resistencia mecánica, resistencia a la corrosión y a la facilidad de procesamiento, han sido
tradicionalmente los materiales de elección para la fijación de fracturas y reparación de los tejidos
óseos [2], sin embargo, se ha encontrado que este tipo de fijación debilita estructuralmente el hueso
debido al fenómeno conocido como apantallamiento de tensiones (stress shielding), que afecta el
proceso de remodelación del tejido, además, puede se puede presentar corrosión in vivo, así como
reacciones alérgicas que implican, en muchos casos, una nueva cirugía para retirar el implante;
trayendo consecuencias médicas, económicas y psicológicas para el paciente [3]. Todas estas
problemáticas ligadas con la aplicación específica hacen recomendable para la fabricación de los
diferentes materiales de osteosíntesis, el uso de materiales con características bioabsorbibles y
bioactivas. Lo anterior implica que el implante elaborado desaparece después de cumplir su función,
evitando de esta manera que el paciente sea sometido a una nueva intervención quirúrgica mejorando la
respuesta de los tejidos adyacentes debido a que estos materiales presentan características
osteconductoras y osteinductoras [4]. El mercado para el material de osteosíntesis en Colombia tiene
alta demanda, sólo en trauma maxilofacial más de 700.000 pacientes acuden cada año a los servicios de
urgencias [5] y de este total se calcula que un muy alto porcentaje presentan lesiones donde está
indicado el uso de material de osteosíntesis bioabsorbible-bioactivo.
El presente trabajo presenta una primera aproximación al estudio, elaboración y caracterización de
materiales que presentan propiedades bioabsorbibles y bioactivas que son de interés para empresas
locales que los fabrican material de osteosintesis a partir de materiales metálicos, específicamente
Industrias Médicas Sampedro, quien es una empresa líder en el sector de implantes y que busca
diversificar su portafolio de productos a través de la financiación de proyectos de investigación que
permitan la generación de conocimiento para adquirir la capacidad de fabricar localmente un material
compuesto a partir de un polímero bioabsorbible, en este caso PLA, reforzado con un cerámico
bioactivo, hidroxiapatita, usando la técnica del solvent casting, la cual permite la obtención de un
material compuesto con propiedades bioabsorbibles, las cuales hacen que el material elaborado se
degrade en los tejidos después de cumplir su función, así como el de tener propiedades bioactivas, las
cuales favorecen el establecimiento de enlaces químicos con el hueso, mejorando las propiedades
mecánicas a una velocidad de degradación adecuada para el posterior uso de este compuesto en la
fabricación de material de osteosíntesis craneomaxilofacial.
6
OBJETIVOS
Fabricar y caracterizar un material compuesto de matriz polimérica biodegradable (PLA) reforzado
con un cerámico bioactivo (Hidroxiapatita), mediante la técnica del solvent casting, que cumpla con las
características mecánicas y velocidad de degradación necesarias para ser usado en la fabricación de
material de osteosíntesis
Para alcanzar este objetivo general, este trabajo de grado ha sido dividido en 4 objetivos específicos
que son desarrollados en los diferentes capítulos:
Establecer criterios técnicos para la selección de biopolímero (PLA) y la hidroxiapatita,
disponibles comercialmente y que sean adecuados para la obtención del material compuesto.
Definir las proporciones de las mezclas (PLA-HA) y establecer los parámetros de proceso tanto
durante la mezcla por solvent casting, para obtener el compuesto, como durante el
procesamiento con la técnica de conformado por compresión para obtener las probetas.
Evaluar en el material compuesto obtenido propiedades mecánicas como resistencia a la
tracción, a la flexión y las propiedades reológicas como la viscosidad inherente como medida
indirecta del peso molecular para establecer el grado de degradación del material.
Determinar la velocidad de degradación in vitro y la citotoxicidad del material en cultivos
celulares de osteoblastos humanos y relacionarla con los parámetros de procesamiento.
7
Referencias
[1] M. Navarro Toro, “Desarrollo y caracterización de materiales biodegradables para regeneración
ósea.” Universitat Politècnica de Catalunya, 15-Mar-2006.
[2] A. R. Boccaccini, M. Erol, W. J. Stark, D. Mohn, Z. Hong, and J. F. Mano, “Polymer/bioactive
glass nanocomposites for biomedical applications: A review,” Compos. Sci. Technol., vol. 70,
no. 13, pp. 1764–1776, 2010.
[3] L. F. Charles, E. R. Kramer, M. T. Shaw, J. R. Olson, and M. Wei, “Self-reinforced composites
of hydroxyapatite-coated PLLA fibers: Fabrication and mechanical characterization,” J. Mech.
Behav. Biomed. Mater., vol. 17, pp. 269–277, 2013.
[4] X. Zheng, S. Zhou, X. Li, and J. Weng, “Shape memory properties of poly(D,L-
lactide)/hydroxyapatite composites.,” Biomaterials, vol. 27, no. 24, pp. 4288–4295, 2006.
[5] T. Kasuga, Y. Ota, M. Nogami, and Y. Abe, “Preparation and mechanical properties of
polylactic acid composites containing hydroxyapatite fibers.,” Biomaterials, vol. 22, no. 1, pp.
19–23, 2001.
8
CONTENIDO
RESUMEN
PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA Y OBJETIVOS
OBJETIVOS
1. Contenido 1. CAPÍTULO: ESTADO DEL ARTE DE MATERIALES COMPUESTOS DE POLÍMEROS
BIOABSORBIBLES REFORZADOS CON CERÁMICOS BIOACTIVOS ...................................... 16
1.1. INTRODUCCIÓN ................................................................................................................ 16
1.2. Estado del arte ................................................................................................................... 17
1.2.1. Dispositivos médicos implantables ............................................................................. 17
1.2.2. Tipos de dispositivos médicos implantables ............................................................... 18
1.2.3. Buenas prácticas en el diseño de los dispositivos médicos implantables ...................... 18
1.2.4. Materiales usados en la fabricación de dispositivos médicos implantables .................. 20
1.2.5. Materiales poliméricos implantables .......................................................................... 20
1.2.6. Tipos de biomateriales poliméricos implantables ........................................................ 21
1.2.7. Polímeros bioabsorbibles más usados y mecanismo de la degradación ........................ 22
1.2.8. Polímeros bioabsorbibles reforzados .......................................................................... 23
1.3. Dispositivos médicos bioabsorbibles .................................................................................. 25
1.3.1. Dispositivos para la fijación musculoesquelética ........................................................ 25
1.3.2. Otros dispositivos médicos bioabsorbibles ................................................................. 26
1.3.3. Situación actual referente a los dispositivos médicos implantables en Colombia y el
mundo 27
1.4. Referencias ........................................................................................................................ 28
2. CAPÍTULO: FABRICACIÓN Y CARACTERIZACIÓN DE LOS MATERIALES
COMPUESTOS DE PLA REFORZADOS CON CERÁMICO BIOACTIVO ................................... 31
2.1. INTRODUCCIÓN ............................................................................................................. 31
2.1.1. Ácido poliláctico (PLA) ............................................................................................. 32
2.1.1.1. Propiedades del PLA .............................................................................................. 32
2.1.2. Hidroxiapatita (HA) ................................................................................................... 33
9
2.1.3. Técnicas de fabricación y conformado para biomateriales compuestos de matriz
polimérica (PLA) bioabsorbible ................................................................................................. 34
2.1.4. Proporciones de las mezclas material de refuerzo/matriz polimérica en la fabricación del
material compuesto ................................................................................................................... 37
2.1.5. Parámetros que influencian el comportamiento de materiales compuestos de matriz
polimérica bioabsorbible ........................................................................................................... 38
2.1.6. Efecto de los diferentes solventes usados en la técnica del solvent casting sobre el PLA
38
2.2. Materiales .......................................................................................................................... 39
2.2.1. Ácido poliláctico: ....................................................................................................... 39
2.2.2. Hidroxiapatita ............................................................................................................ 40
2.2.3. Cloroformo ................................................................................................................ 40
2.3. Métodos ............................................................................................................................ 40
2.3.1. Caracterización de los materiales de partida ................................................................... 40
2.3.1.1. Análisis termogravimétrico (TGA) del ácido poliláctico ......................................... 41
2.3.1.2. Evaluación de la composición química (FTIR) del ácido poliláctico ....................... 41
2.3.1.3. Evaluación del índice de fluidez fundido (MFI) del ácido poliláctico ...................... 41
2.3.1.4. Evaluación de las fases presentes en la hidroxiapatita ............................................. 41
2.3.1.5. Distribución granulométrica de la hidroxiapatita ..................................................... 42
2.3.1.6. Efecto del procesamiento sobre el PLA: Pruebas de estabilidad en solución ............ 42
2.3.2. Procesamiento de los materiales compuestos .................................................................. 42
2.3.2.1. Determinación de parámetros para la fabricación del material compuesto ................... 42
2.3.2.2. Preparación del material compuesto ........................................................................... 44
2.3.2.3. Proceso de conformado del material compuesto ......................................................... 44
2.3.3. Caracterización y evaluación de los materiales compuestos obtenidos ............................ 45
2.3.3.1. Determinación de la fracción en peso de las partículas de hidroxiapatita ................. 45
2.3.3.2. Evaluación de la viscosidad inherente de los materiales .......................................... 46
2.3.3.3. Evaluación del peso molecular mediante GPC ........................................................ 46
2.3.3.4. Dispersión del cerámico en la matriz de PLA por Microscopía electrónica de Barrido
(SEM) 47
2.4. Resultados ......................................................................................................................... 47
2.4.1. Caracterización de los materiales de partida ................................................................... 47
2.4.1.1. Análisis termogravimétrico (TGA) ......................................................................... 47
2.4.1.2. Composición química del ácido poliláctico ............................................................. 48
10
2.4.1.3. Índice de fluidez fundido (MFI) del ácido poliláctico.............................................. 49
2.4.1.4. Fases presentes en la hidroxiapatita ........................................................................ 50
2.4.1.5. Análisis granulométrico de la muestra de hidroxiapatita ......................................... 51
2.4.2. Efecto del procesamiento sobre el PLA: Pruebas de estabilidad en solución ................... 52
2.4.3. Parámetros para la fabricación del material compuesto ................................................... 53
2.4.4. Proceso de conformado del material compuesto ............................................................. 53
2.4.5. Caracterización de los materiales compuestos obtenidos ................................................ 54
2.4.5.1. Fracción en peso de las partículas de hidroxiapatita ................................................ 54
2.4.5.2. Viscosidad inherente del material ........................................................................... 55
2.4.5.3. Peso molecular de los materiales ............................................................................ 56
2.4.5.4. Dispersión del cerámico en la matriz de PLA ......................................................... 57
2.5. Aspectos a destacar de este capítulo ................................................................................... 59
2.6. Referencias ........................................................................................................................ 60
3. CAPÍTULO: ESTUDIO DE LA DEGRADACIÓN IN VITRO DE LOS MATERIALES
COMPUESTOS OBTENIDOS. ........................................................................................................ 64
3.1. INTRODUCCIÓN ............................................................................................................. 64
3.1.1. Degradación hidrolítica de los polímeros bioabsorbibles semicristalinos ........................ 64
3.1.2. Bioactividad .................................................................................................................. 66
3.2. Materiales .......................................................................................................................... 67
3.3. Métodos ............................................................................................................................ 67
3.3.1. Determinación de la liberación de iones al medio ....................................................... 68
3.3.2. Estudio de los cambios morfológicos superficiales de los materiales .............................. 69
3.3.3. Evaluación de las propiedades mecánicas ....................................................................... 70
3.3.4. Evaluación de la pérdida de peso y absorción de agua de las probetas............................. 70
3.4. Resultados ......................................................................................................................... 71
3.4.1. Liberación de iones al medio .......................................................................................... 71
3.4.2. Cambios morfológicos superficiales de los materiales .................................................... 71
3.4.2.1. Análisis por microscopía electrónica de barrido ...................................................... 71
3.4.2.2. Análisis por espectroscopia de energía dispersiva de rayos X: ................................ 75
3.4.2.3. Análisis por difracción de rayos x:.......................................................................... 76
3.4.3. Propiedades mecánicas .................................................................................................. 78
3.4.3.1. Pruebas de tracción: ............................................................................................... 78
3.4.3.2. Pruebas de Flexión: ................................................................................................ 79
11
3.4.3.3. Dureza Shore: ........................................................................................................ 80
3.4.4. Pérdida de peso y absorción de SBF de las probetas ....................................................... 82
3.4.4.1. Absorción de agua .................................................................................................. 82
3.4.4.2. Pérdida de peso ...................................................................................................... 84
3.5. Aspectos a destacar de este capítulo ................................................................................... 85
3.6. Referencias ........................................................................................................................ 85
4. CAPÍTULO. ESTUDIO DE LA CITOTOXICIDAD DE LOS MATERIALES COMPUESTOS
OBTENIDOS ................................................................................................................................... 88
4.2. Evaluación del comportamiento biológico de los biomateriales .......................................... 88
4.3. Materiales y métodos ......................................................................................................... 90
4.3.1. Materiales .................................................................................................................. 90
4.3.2. Métodos ..................................................................................................................... 90
4.3.2.1. Preparación de las muestras .................................................................................... 90
4.3.2.2. Cultivo celular ....................................................................................................... 91
4.4. Resultados ......................................................................................................................... 91
4.4.1. Citotoxicidad ............................................................................................................. 91
4.5. Aspectos a destacar de este capítulo ................................................................................... 92
4.6. Referencias ........................................................................................................................ 93
5. CONCLUSIONES Y PERSPECTIVAS FUTURAS ...................................................................... 95
5.1. Conclusiones ..................................................................................................................... 95
5.2. Perspectivas futuras ........................................................................................................... 96
5.3. Referencias ........................................................................................................................ 98
6. ANEXOS .................................................................................................................................. 99
6.1. Diseño metodológico ....................................................................................................... 100
6.2. Cromatogramas de los materiales obtenidos ..................................................................... 101
6.3. Resultados análisis por espectroscopia de energía dispersiva de rayos X .......................... 103
6.4. Gráficos obtenidos durante pruebas de tracción ................................................................ 104
6.5. Gráficos obtenidos durante pruebas de flexión ................................................................. 106
12
LISTA DE FIGURAS
Figura 2.1: Esquema técnica de solvent casting [25] ......................................................................... 34
Figura 2.2. Esquema técnica extrusión en estado fundido [25] .......................................................... 35
Figura 2.3.Proceso de fabricación de los materiales compuestos ...................................................... 44
Figura 2.4. Prensa utilizada para el proceso de conformado ............................................................. 45
Figura 2.5. TGA de la muestra de PLA ............................................................................................. 48
Figura 2.6. Espectro infrarrojo de la muestra de PLA ....................................................................... 49
Figura 2.7: Espectro FTIR reportado por el proveedor PURAC ........................................................ 49
Figura 2.8. Espectro DRX para la muestra de hidroxiapatita. ........................................................... 50
Figura 2.9. Distribución acumulada de tamaño de partícula de la hidroxiapatita analizada .............. 51
Figura 2.10. Distribución del tamaño de partícula ............................................................................ 51
Figura 2.11. Imágenes SEM de las muestras analizadas a nivel superficial y en su sección transversal
......................................................................................................................................................... 58
Figura 2.12: Cámara acústica y sonicador ....................................................................................... 58
Figura 2.13: Imágenes SEM de las muestras 70/30 6H S analizadas a nivel superficial y en su sección
transversal ........................................................................................................................................ 59
Figura 3.1. Esquema de la degradación del PLA in vivo. A. Degradación in vivo del PLLA, B.
Degradación in vivo del PLDLA. Tomado de [10]. ........................................................................... 65
Figura 3.2. Montaje de las pruebas de degradación in vitro .............................................................. 68
Figura 3.3. Mecanismo de bioactividad............................................................................................. 69
Figura 3.4. Pruebas mecánicas de tracción y flexión según las normas ASTM D638-10 y ASTM D790
respectivamente ................................................................................................................................ 70
Figura 3.5. Superficie de los materiales después de 1 semana de inmersión en el fluido fisiológico
simulado ........................................................................................................................................... 73
Figura 3.6. Superficie de los materiales después de 3 semanas de inmersión en el fluido fisiológico
simulado ........................................................................................................................................... 74
Figura 3.7. Superficie de los materiales después de 8 semanas de inmersión en el fluido fisiológico
simulado ........................................................................................................................................... 75
13
Figura 3.8. Espectro DRX para la muestra con 0 y 8 semanas de inmersión en SBF. ......................... 77
Figura 3.9: Cambios en la resistencia a la flexión de las piezas de • PLLA, y □ PLLA/HA reportados
por Shikinami y M. Okuno. ................................................................................................................ 82
Figura 3.10: Cambios en la resistencia a la flexión de piezas de PLA 70L/30DL fabricadas por moldeo
por inyección en trabajo realizado por Industrias Médicas Sampedro ............................................... 82
Figura 3.11. % en peso de absorción de agua tras una semana de inmersión de las probetas ............ 83
Figura 3.12. % en peso de absorción de agua tras tres semanas de inmersión de las probetas .......... 83
Figura 3.13. % en peso de absorción de agua tras ocho semanas de inmersión de las probetas ......... 84
Figura 4.1. Cultivos celulares en presencia de los materiales evaluados y controles, análisis de los
cultivos ............................................................................................................................................. 91
Figura 4.2: Las imágenes corresponden al cultivo de células Saos-2, expuestas a los diferentes
biomateriales así: A: 70/30 9H 170ºC, B: 70/30 6H 170ºC, .C: 70/30 9H 160ºC, D: 60/40 6H 160ºC,
E: cultivo de células Saos-2 sin biomaterial. ..................................................................................... 92
Figura 6.1. Esquema del diseño metodológico del trabajo ............................................................... 100
Figura 6.2. Cromatograma obtenido para la muestra PLA 60/40 9H y curva de calibración ........... 101
Figura 6.3. Cromatograma obtenido para la muestra PLA 60/40 6H y curva de calibración ........... 101
Figura 6.4. Cromatograma obtenido para la muestra PLA 70/30 6H y curva de calibración ........... 102
Figura 6.5. Cromatograma obtenido para la muestra PLA 70/30 9H y curva de calibración ........... 102
Figura 6.6. Pruebas de tracción previa inmersión en SBF ............................................................... 104
Figura 6.7: Pruebas de tracción después de una semana de inmersión en SBF ................................ 105
Figura 6.8: Pruebas de tracción después de tres semanas de inmersión en SBF .............................. 105
14
LISTA DE TABLAS
Tabla 1.1. Polímeros no absorbibles usados clínicamente y sus aplicaciones [21] ............................. 21
Tabla 1.2. Aplicaciones de la fijación interna con implantes bioabsorbibles [39]. ............................. 26
Tabla 2.1. Diferencias entre las diferentes formas del PLA [10]. ....................................................... 32
Tabla 2.2. Efecto de los diferentes solventes sobre el PLA [42] ......................................................... 39
Tabla 2.3: Características del PLDL 7038 ........................................................................................ 40
Tabla 2.4: Características de la UWHA20 ........................................................................................ 40
Tabla 2.5: Características del cloroformo entregadas por el proveedor ............................................ 40
Tabla 2.6. Diseño del experimento .................................................................................................... 43
Tabla 2.7: Condiciones para el análisis de viscosidad inherente ....................................................... 46
Tabla 2.8. Datos de calibración del equipo de medición GPC ........................................................... 46
Tabla 2.9. Porcentaje de pérdida y temperatura de descomposición .................................................. 47
Tabla 2.10. Mediciones del tiempo para cada muestra ...................................................................... 52
Tabla 2.11. Resultados viscosidad inherente ..................................................................................... 52
Tabla 2.12. Diseño del experimento, niveles definidos para los factores de análisis........................... 53
Tabla 2.13. Porcentaje en peso de hidroxiapatita (residuo). .............................................................. 54
Tabla 2.14. Porcentaje en peso de hidroxiapatita (residuo), repetición de prueba para muestra 60/40-
9H. ................................................................................................................................................... 54
Tabla 2.15: Resultados obtenidos para las muestras durante análisis de viscosidad inherente ........... 55
Tabla 2.16. Resultados del GPC obtenidos para las muestras ........................................................... 56
Tabla 3.1. Relación Ca/P de los fosfatos de calcio existentes y del hueso [10][11] ............................ 66
Tabla 3.2. Materiales a usar en este capítulo .................................................................................... 67
Tabla 3.3. Composición del plasma humano vs. El fluido fisiológico simulado (SBF) [18] ................ 68
Tabla 3.4. Liberación de iones de Calcio al fluido fisiológico simulado ............................................. 71
Tabla 3.5. Relación Ca/P de los precipitados en la superficie de las muestras de los materiales ........ 75
Tabla 3.6. Resultados pruebas de tracción ........................................................................................ 78
15
Tabla 3.7: Resultados pruebas de tracción ........................................................................................ 79
Tabla 3.8. Resultados pruebas de dureza shore ................................................................................. 81
Tabla 3.9. Peso promedio inicial de las probetas vs. Pesos promedio después de la inmersión en SBF
......................................................................................................................................................... 84
Tabla 4.1. Materiales usados ............................................................................................................ 90
Tabla 4.2. Porcentaje de viabilidad de células cultivadas en las muestras de material compuesto ..... 92
Tabla 6.1. Análisis químicos de los precipitados formados sobre la superficie de los materiales ...... 103
16
1. CAPÍTULO: ESTADO DEL ARTE DE MATERIALES
COMPUESTOS DE POLÍMEROS BIOABSORBIBLES
REFORZADOS CON CERÁMICOS BIOACTIVOS
1.1. INTRODUCCIÓN
El concepto de polímeros reforzados con partículas de cerámicos bioactivos fue introducido en 1981
por Bonfield y colaboradores, al desarrollar polietileno reforzado con hidroxiapatita (PE/HA) conocido
comercialmente como HAPEXTM, luego en 1995 se desarrolló el primer implante de oído interno
polimérico con características muy similares a las del hueso [3]. Los éxitos de estos desarrollos han
impulsado a investigadores de todo el mundo a realizar estudios con aplicaciones de cerámicos
bioactivos para reforzar diferentes polímeros. Se han usado partículas como las de hidroxiapatita (HA)
para reforzar polímeros como poli(eteretercetona) (PEEK), poli(hidroxibutirato) (PHB), polisulfona
(PSU), ácido poliláctico (PLA). Estudios más recientes han explorado el uso de otros materiales
cerámicos como vidrios bioactivos y fosfatos de calcio[1].
En los últimos años, los estudios se han enfocado en el desarrollo de compuestos usando diferentes
polímeros, copolímeros y variando el tipo de cerámico, su concentración y estructura buscando
eliminar problemas encontrados con el uso de estos materiales como inflamación, tiempo de
degradación, mejora de las propiedades mecánicas y escalamiento del proceso, con el fin de ampliar su
uso en zonas anatómicas con mayores solicitaciones mecánicas y en aplicaciones como la ingeniería de
tejidos.
El trabajo con estos materiales ha ido más allá de sólo mezclar materiales para formar un compuesto,
se han logrado desarrollar materiales en los cuales es posible variar la porosidad, conectividad de los
poros, mejorar la adherencia y proliferación celular y fabricar dispositivos que soporten mayores
cargas mecánicas [2][3][4]. Todo esto gracias a técnicas como recubrimiento de las fibras de polímero
con el cerámico y refuerzo del material con fibras de vidrio bioactivo, brindando a estos compuestos
mayores posibilidades de uso [5] [6][7][8] .
El propósito del presente trabajo es el de fabricar un material compuesto de matriz polimérica
bioabsorbible reforzado con un cerámico bioactivo para ser usado en la fabricación de material de
osteosíntesis en el cual serán evaluados los tipos de materiales poliméricos y cerámicos comúnmente
empleados, así como diferentes técnicas de procesamiento; el desarrollo de este tipo de materiales le da
la posibilidad a la industria de los sistemas de fijación ósea nacional de competir directamente con las
multinacionales manejando productos de igual nivel de complejidad y aumentando el portafolio para
cubrir gran cantidad de las necesidades de los profesionales de la salud y los pacientes.
17
Para llevar a cabo este propósito, este trabajo es dividido en cinco fases: La primera son los criterios
para la selección de los tipos de HA y PLA comerciales, su caracterización y fabricación de los
materiales compuestos, la segunda es la evaluación de los materiales compuestos obtenidos, la tercera
el estudio de la degradación in vitro de estos compuestos, la cuarta la evaluación biológica por medio
de análisis de citotoxicidad y la quita el análisis de los resultados obtenidos y perspectivas futuras.
1.2. Estado del arte
1.2.1. Dispositivos médicos implantables
Según la norma ISO 13485: Quality Management Standard for Medical Devices, los dispositivos
médicos implantables se definen como cualquier dispositivo médico diseñado para ser implantado
totalmente en el cuerpo humano o para sustituir una superficie epitelial o la superficie ocular mediante
intervención quirúrgica y destinado a permanecer allí después de la intervención por un período no
menor de treinta (30) días.
Los dispositivos médicos implantables han sido desarrollados con el fin de suplir las necesidades de
restablecer las funciones de los órganos con problemas como lesiones irreversibles (agudas y crónicas)
donde se destruye su función o se presentan lesiones o enfermedades que la limitan [9]. En la búsqueda
de poder reparar o reemplazar estos órganos se han desarrollado diferentes soluciones y tratamientos,
hasta hoy no se ha logrado desarrollar una solución definitiva, sin embargo, las lesiones que pueden
presentarse en los diferentes órganos son tan frecuentes y la necesidad de su uso es tan amplio que solo
en estados unidos 10 millones de habitantes viven con dispositivos médicos implantados en sus
cuerpos [10].
Entre las soluciones desarrolladas hasta la fecha para resolver el problema de restablecer la función de
los órganos son:
El transplante de órganos: con inconvenientes como el posible rechazo del órgano por parte del sistema
inmune del huésped, además la demanda de trasplantes de órganos supera con creces la oferta.
Los Autoinjertos: Con su uso se reduce el riesgo de rechazo, sin embargo se causa lesión en el sitio de
donde se toma el injerto y en algunos casos la recuperación de la función no es suficiente.
Los implantes pasivos: hasta el momento no se ha podido lograr que cumplan su función a largo plazo,
por lo tanto es necesario hacer revisiones para su reemplazo. Pueden ser rechazados por el sistema
inmune del huésped y en algunos casos también pueden causar el deterioro de los tejidos circundantes.
La ingeniería de tejidos: Todavía no ha sido suficientemente estudiado el campo de las Citoquinas,
proteínas que regulan la función de las células que las producen u otros tipos celulares que inducen la
activación de receptores específicos de membrana, funciones de proliferación y diferenciación celular
[10].
18
1.2.2. Tipos de dispositivos médicos implantables
Los dispositivos médicos implantables pueden clasificarse según su uso dentro del organismo de la
siguiente manera:
Dispositivos destinados a ejercer un efecto biológico o ser absorbidos totalmente o en gran parte en el
organismo. Por ejemplo: Prótesis articulares, stents, material de osteosíntesis como clavos y placas,
lentes intraoculares, implantes de aumento de tejido, suturas, cementos óseos, etc.
Destinados a sufrir modificaciones químicas en el organismo o a la administración de medicamentos.
Destinados a utilizarse en contacto directo con el corazón, el sistema nervioso central o el sistema
cardiovascular, tales como válvulas cardiacas; clips o grapas para aneurisma; prótesis vasculares; stents
espinales; stents vasculares; electrodos y suturas cardiovasculares.
1.2.3. Buenas prácticas en el diseño de los dispositivos médicos implantables
En la Unión Europea (UE) los dispositivos médicos en se encuentran regulados bajo las directivas:
Dispositivos médicos implantables activos 90/385/EEC, directiva de dispositivos médicos 93/42/EEC
y la directiva para dispositivos médicos de diagnóstico in vitro 98/79/EC. En Estados Unidos son
regulados por la Food and Drug Administration (FDA) quien usa un código de regulaciones federales
para hacer cumplir la Ley Federal de Alimentos, Medicamentos y Cosméticos [11].
El objetivo de la regulación de la Unión Europea es asegurar que los dispositivos médicos son seguros
y su desempeño cumple con el uso indicado por el fabricante, por su parte, el objetivo de la FDA es
garantizar que los dispositivos médicos son seguros y eficaces y por lo tanto presentan un beneficio
para el usuario. A pesar de que sus objetivos son diferentes, tanto la UE como la FDA creen que
desarrollo de este tipo de productos es inherente a un proceso evolutivo, por lo tanto, su seguridad y
eficacia no se pueden probar únicamente mediante la inspección final o pruebas de verificación, es
necesario llevar a cabo un proceso de validación, éste es el único medio para asegurar que un
dispositivo médico es adecuado para su propósito [11].
Todos los equipos de diseño de dispositivos médicos deben tener claro que la validación se refiere a la
demostración de la consistencia e integridad de un diseño con respecto a las ideas iniciales de lo que el
sistema debe hacer y no confundirla con la verificación, la cual aunque también hace parte del proceso
de diseño, se ocupa de garantizar que, la manera de como el diseño e implementación se desarrollan
garantiza que la salida de cada fase cumple con los requisitos especificados en la salida de la fase
anterior. Otra confusión común de los diseñadores es sobre la forma de como la validación debe
encajar en el desarrollo global del dispositivo, esta confusión se debe a que se piensa en el diseño y la
validación como dos identidades separadas dentro de un ciclo de vida del proyecto y no ejecutan la
validación hasta que el diseño está completamente terminado. La validación en todo el proceso de
19
desarrollo de producto evolutivo asegura que el dispositivo médico sea adecuado para su propósito, la
validación es el principal factor que influye en la calidad, la eficiencia de ingeniería y el tiempo de
desarrollo del producto, un proceso de validación siempre debe responder a la pregunta ¿El diseño
desarrollado se desempeña y funciona según el uso indicado y permite atender las necesidades
específicas de su usuario? [12].
Una de las principales causas de error en el diseño de dispositivos médicos es ejecutar un desarrollo en
serie donde se dan en orden la captura de requisitos, el diseño y finalmente la prueba, mediante el uso
de este enfoque, los requisitos capturados son a menudo insuficientes y es muy común encontrarse con
dificultades al tratar de decidir qué se va a probar y cómo. “Design is the prolonged checking,
pondering, and compromising on requirements which are often quite contradictory until there appears -
as the end product of numerous associations of ideas, a network of ideas - the design.” Engineering
Design, I. R. Matouseka[11].
Aparte de los requisitos regulatorios que exigen instituciones como la UE y la FDA para la aprobación
de los dispositivos médicos, los diseñadores de dispositivos médicos afrontan otros grandes retos tanto
en innovación como en la satisfacción de necesidades de las complejas estructuras biológicas y las
funciones que deben restablecer, además de la necesidad de desarrollar productos que les permitan
contraer los precios y estar a la par de la competencia que exige menor tiempo de lanzamiento de
productos al mercado [13].
El éxito en el diseño de dispositivos médicos depende de muchos factores, sin embargo, independiente
de la metodología de diseño usada y de las verificaciones y validaciones planeadas, uno de los
principales factores de éxito, especialmente en el diseño de dispositivos médicos implantables, es el
tener un completo análisis del problema o necesidad del órgano lesionado y las diferentes opciones de
tratamiento. El trabajo del diseñador debe ser detallado en la identificación de los tejidos dañados y su
función específica, además de su capacidad de regenerarse o no [10].
Durante MD&M Texas de 2014, el evento más grande para los fabricantes de dispositivos médicos,
Andy Schaudt, director de servicios de usabilidad en MedStar Health, habló acerca de tres factores
específicos a tener en cuenta durante el diseño de dispositivos médicos [14]:
Como ya se mencionó anteriormente, uno de las principales fallas de los equipos de diseño es
esperar hasta el final para realizar pruebas de desempeño o validaciones. Las validaciones ayudan a
descubrir oportunidades de mejora en el diseño, esperar hasta que sea demasiado tarde en el
proceso de desarrollo puede significar costosos reprocesos o la pérdida de oportunidades para
hacer productos mejores.
No confundir las necesidades de los clientes con las de los usuarios, en la mayoría de los casos el
cliente no es el usuario del dispositivo médico y si solo se tienen en cuenta sus necesidades, se
puede perder información relevante acerca de las reales necesidades del producto durante su uso.
Estudiar los diseños anteriores y tenerlos en mente durante el diseño del nuevo dispositivo evita
que el usuario final deba cambiar completamente su forma de trabajar y por consiguiente se
disminuye el riesgo de cometer errores, teniendo esto en cuenta se pueden lograr diseños que se
integren rápidamente con el ambiente de trabajo existente, se mejore la seguridad y disminuya el
impacto del cambio sobre los usuarios.
20
El tema de diseño y desarrollo de dispositivos médicos es ampliamente tratado buscando obtener
resultados eficaces y seguros, los cuales son aspectos muy relevantes debido a la alta complejidad e
impacto de su desempeño, es por esto que un adecuado análisis de los riesgos relacionados con el
diseño, desarrollo y desempeño del dispositivo médico y planes de contingencia para mitigarlos son
una de las claves de éxito para diseñar dispositivos médicos efectivos y seguros [15].
1.2.4. Materiales usados en la fabricación de dispositivos médicos implantables
Un biomaterial se define como un material sintético que es usado para reemplazar o restaurar la
función de un tejido. Estos materiales pueden ser de uso permanente o por intervalos cortos de tiempo,
la principal característica de estos materiales es son biocompatibles, no deben causar ninguna respuesta
adversa sobre el cuerpo ni viceversa, no deben ser tóxicos ni carcinogénicos [16]. Existen diferentes
tipos de clasificaciones para los biomateriales, sin embargo, la clasificación más general de los
biomateriales se realiza según las siguientes categorías:
Metálicos: Son los más ampliamente usados para los implantes que deben soportar cargas. Se usan
muchos metales y sus aleaciones, los más usados son acero inoxidable, titanio comercialmente puro y
sus aleaciones, aleaciones de cobalto y más recientemente el magnesio [16].
Cerámicos: Han sido tradicionalmente usados en odontología, su uso ha sido limitado debido a su baja
tenacidad a la fractura. Actualmente algunos materiales cerámicos inertes son usados para la
fabricación de reemplazos articulares y los cerámicos se utilizan como recubrimientos de implantes o
en medicina reconstructiva [17].
Poliméricos: Tienen un amplio rango de aplicaciones, desde prótesis faciales hasta componentes
cardiacos y prótesis articulares. Deben su éxito a las enormes posibilidades que presentan, tanto en
variedad de compuestos, como en ofrecer la posibilidad de fabricarlos de muy distintas maneras, con
características bien determinadas y con facilidad de conformarlos en fibras, tejidos, películas o
bloques [17].
Compuestos: Están formados por una fase discontinua, también llamada carga, de la cual dependen
muchas de las propiedades mecánicas, y por una fase continua o matriz. En la actualidad, la mayoría de
los biomateriales compuestos están formados por matrices poliméricas no reabsorbibles [18].
1.2.5. Materiales poliméricos implantables
El uso de polímeros en la medicina se remonta casi hasta el nacimiento del campo de la ciencia de los
polímeros; prácticamente cada nuevo polímero sintético fue encontrando su camino en los estudios
quirúrgicos experimentales poco después de su invención, algunos ejemplos son las suturas de nylon
que se usaron desde principios de 1940 y los dispositivos de uso quirúrgico fabricados polímeros como
el poli (methylmethacry-late) (PMMA), Dacron y polivinilcloruro [19]. Con el paso del tiempo los
materiales poliméricos en el campo de los biomateriales han ido ganando gran importancia, la cual se
21
puede ver reflejada en el tamaño del mercado de los polímeros médicos, el cual se ha estimado en
aproximadamente un billón de dólares con un crecimiento anual entre el 10 y el 20% [20].
Aunque el desempeño de los biomateriales poliméricos y sus compuestos todavía se aleja de ser el
ideal, estos materiales compiten tanto con los biopolímeros como con los biomateriales inorgánicos
como los metales y cerámicos en uso y desempeño debido a sus múltiples ventajas al poder ser
formulados con múltiples características y posibilidades de acuerdo con su aplicación [21].
Los biomateriales poliméricos, según como se describe en la tabla 1.1, se han usado en múltiples
campos de los dispositivos médicos implantables, por ejemplo en oftalmología para la fabricación de
lentes de contacto, lentes intraoculares y corneas artificiales, en ortopedia para la fabricación de
prótesis articulares, como cementos óseos y para la fabricación de implantes de fijación ósea,
aplicaciones cardiovasculares en la fabricación de válvulas cardiacas, injertos vasculares, stents, entre
otros, también se han usado como material de sutura, órganos extracorpóreos, en la regeneración
nervios, ingeniería de tejidos y dispositivos para la liberación controlada de medicamentos.
Tabla 1.1.1. Polímeros no absorbibles usados clínicamente y sus aplicaciones [21]
Polímeros no absorbibles usados clínicamente y sus aplicaciones
Polímero Aplicación biomédica
Polimetil metacrilato
(PMMA) Lentes de contacto rígidos, lentes intraoculares
Compuestos poliméricos
basados en metil
metacrilaro
Cementos acrílicos para ortopedia y odontología,
prótesis faciales, cirugías articulares, relleno para
cavidades óseas y tejidos óseos porosos.
Polihidroxietilmetacrilato Lentes de contacto flexibles, cirugía plástica,
hemocompatibilidad de las superficies.
Poliamidas - Nylon Suturas
Poli(Vinil cloruro) Catéteres
Tereftalato de polietileno Prótesis vasculares, válvulas cardiacas.
politetrafluoroetileno Ortopedia, clips vasculares
Poliuretanos Catéteres, bombas cardiacas
Siliconas Cirugía plástica, oxigenadores
1.2.6. Tipos de biomateriales poliméricos implantables
Los biomateriales poliméricos se pueden encontrar en formulaciones tanto bioestables, de carácter
permanente, usados para la sustitución parcial o total de tejidos u órganos lesionados, y bioabsorbibles,
de carácter temporal, para ser usados durante un tiempo limitado mientras se da la curación del tejido
afectado [17].
22
Biomateriales poliméricos bioestables para fijación ósea: Tradicionalmente en la fijación ósea se han
usado materiales metálicos, sin embargo el uso de los materiales poliméricos se ha ido incrementando.
Históricamente, el uso de polímeros bioestables en ortopedia, en su mayor parte, se ha reservado para
los polímeros que son capaces de llevar a cabo funciones en dispositivos estructurales y que se
desempeñan bajo condiciones de carga cíclica tales como en artroplastia de rodilla y de cadera. A pesar
de la gran cantidad de aplicaciones en ortopedia disponibles en el mercado, estas están dominadas por
unos pocos tipos de polímeros, principalmente el polietileno de ultra alto peso molecular (UHMWPE)
en la fabricación de prótesis articulares, el polimetil metacrilato (PMMA) usado como cemento óseo
[19], y más recientemente el PEEK (Poli éter éter cetona), usado principalmente en la fabricación de
implantes para columna, placas para craneoplastia y tornillos de interferencia.
Biomateriales poliméricos bioabsorbibles para fijación ósea: Durante las últimas dos décadas del siglo
XX se produjo un cambio en el paradigma acerca de los biomateriales bioestables y se pasó a pensar en
los biodegradables como una excelente opción para su uso en aplicaciones médicas [22], desde los
años 60’s cuando fueron aprobadas por primera vez las suturas biodegradables, los polímeros
biodegradables, tanto los naturales como los sintéticos, han encontrado gran cantidad de usos en la
industria médica, además otros polímeros como la polidiaxonona y la policaprolactona también han
sido aceptado para uso médico [23]. Los polímeros biodegradables fueron desarrollados con el objetivo
de evitar la necesidad de una segunda intervención quirúrgica para la eliminación de un implante, es
por eso que deben tener una rigidez adecuada para cumplir su función al iniciar la curación,
manteniendo sus propiedades mecánicas, mientras que se da reparación del tejido, seguida por su
degradación [24].
Se debe destacar que el uso de este tipo de polímeros inicialmente se centró en la fabricación de
material de sutura y dispositivos de fijación ósea, sin embargo, gracias a versatilidad y a los
importantes avances en las ciencias de la biología celular y molecular, están apareciendo una gran
cantidad de aplicaciones para estos materiales, dentro de las cuales se encuentran los dispositivos para
la liberación controlada de medicamentos y la terapia génica en la ingeniería de tejidos [19], el
desarrollo de estas nuevas aplicaciones tiene como objetivo ayudar a un organismo herido o enfermo a
la autoreparación gracias a la capacidad de curación excepcional de los sistemas vivos [21].
1.2.7. Polímeros bioabsorbibles más usados y mecanismo de la degradación
Los polímeros bioabsorbibles más usados en la fabricación de sistemas de fijación ósea son los
poliésteres, estos materiales se derivan de monómeros de lactide, glicólico y caprolactona, sus tiempos
de degradación van desde días hasta años y depende de su formulación su peso molecular inicial. Los
polímeros biodegradables más usados son la polidiaxonona (PDS), el ácido poliláctico (PLA), el ácido
poliglicólico (PGA) y sus copolímeros [25]. Las propiedades mecánicas de estos materiales son muy
susceptibles a las variaciones en su procesamiento y manipulación después de su fabricación, ya que
son muy susceptibles a la degradación térmica e hidrolítica [2][26]. El PLA existe en las formas
levógira (L-PLA), mayormente cristalina y la mezcla racemica dextrógira-levógira (DL-PLA),
mayormente amorfo. Debido a su alta cristalinidad, el L-PLA es altamente resistente a la hidrólisis, por
el contrario el DL-PLA es más sensible a la hidrólisis.
23
El ácido poliglicólico (PGA) existe en una sola forma, la cual tiene mayor resistencia mecánica que el
PLA, sin embargo se degrada rápidamente y sus productos causan inflamación de los tejidos
circundantes. Se usan copolímeros de PLA-PGA en aplicaciones como material de sutura, este
copolímero se degrada mucho más rápido que el L-PLA pero sin la aparición de productos que causan
inflamación. La polidiaxonona (PDS) es un polímero incoloro y cristalino. Pruebas in vivo con el L-
PLA han mostrado que este se degrada muy lentamente, conservando su resistencia mecánica después
de 5 meses de implantado, por el contrario, en los demás polímeros se evidencia una pérdida de
resistencia de las 5 a las 8 semanas de estar implantados y una pérdida total de la masa entre los 6 y 12
meses [27].
Todos los polímeros de esta familia son insolubles en agua, pero se degradan por ataque hidrolítico de
los enlaces ester, cuando se encuentran en el cuerpo sufren una extensa escisión de sus cadenas
formando pequeños monómeros solubles, esta degradación puede darse por un proceso biológicamente
activo, como por ejemplo por las enzimas presentes en los fluidos corporales y por una escisión
hidrolítica pasiva. Los polímeros bioabsorbibles se degradan gradualmente, el ácido L-láctico entra en
el ciclo de Krebs y se elimina como dióxido de carbono y agua, o se puede convertir en glucógeno en
el hígado [19][28]. La velocidad de degradación de estos materiales depende de la combinación de
parámetros como la cristalinidad, el peso molecular, la temperatura de transición vítrea y la
hidrofobicidad del monómero, la cual limita la capacidad del agua para tener acceso a los enlaces ester
[19]. En nivel de degradación de estos materiales puede ser determinado por medio de la medición del
peso molecular, la pérdida de masa y pérdida de propiedades mecánicas.
1.2.8. Polímeros bioabsorbibles reforzados
La matriz ósea es un compuesto de un material cerámico biológico (la Hidroxiapatita) y de un polímero
natural (Colágeno), esta es una de las razones por las cuales se han usado diferentes materiales
poliméricos, biocerámicos y sus compuestos en la fabricación de materiales usados para la reparación
de defectos óseos.
La resistencia mecánica, tenacidad y módulo elástico de los polímeros bioabsorbibles sintéticos es muy
inferior a la de hueso cortical natural [29], además estos materiales tienen biocompatibilidad subóptima
debido a que los productos de su degradación son ácidos, causando la irritación de los tejidos y no
tienen la capacidad de promover la osteoinducción y osteoconducción en el tejido óseo para favorecer
la curación de los tejidos, es por esto que como alternativa a los polímeros bioabsorbibles se usen
compuestos de éstos polímeros con refuerzos inorgánicos bioactivos tales como la Hidroxiapatita, los
fosfatos tricálcicos y los vidrios bioactivos [30].
Los biomateriales compuestos pueden ser fabricados mediante la adición de partículas o nanopartículas
inorgánicas bioactivas en diferentes matrices poliméricas, el tamaño de estas partículas es un factor
muy importante, las nanopartículas presentan una mayor área superficial que las micropartículas
convencionales y brindan la posibilidad de formar una matriz más estrecha con la matriz polimérica y
por lo tanto, mejores propiedades mecánicas al material compuesto [31] y mejor bioactividad, sin
24
embargo el uso de nanopartículas presenta inconvenientes como su fácil aglomeración y por lo tanto se
deben buscar métodos de procesamiento que eviten que se presente este fenómeno.
Dentro de los desarrollos más recientes en cuanto a los materiales compuestos bioabsorbibles –
bioactivos para aplicaciones en tejido óseo se encuentran: el uso de Fibras de vidrios de fosfato para
fabricar tornillos de PLA reforzados unidireccionalmente. En este caso se la resistencia a la flexión de
los estos tornillos comparados con tornillos fabricados de PLA sin reforzar aumentó en un 100% y la
resistencia al arrancamiento y la rigidez aumentaron en un 83% y 130% respectivamente [7], la mejora
de las propiedades mecánicas y estabilidad térmica del PLA por medio del entrecruzamiento de las
fibras del material a través de tratamiento químico. Este tratamiento demostró ser muy útil ya que se
logró mejorar la estabilidad térmica del material y aumentar su resistencia a la tracción y módulo de
elasticidad [8], el uso de nanopartículas de biovidrio para reforzar matríz de polímero bioabsorbible.
Las nanopartículas de biovidrio han demostrado superior osteoconductividad comparadas con las
partículas de tamaño convencional (micropartículas) lo cual favorece la curación del hueso [32], la
fabricación de materiales compuestos de PLA-Hidroxiapatita, reforzados mediante recubrimientos de
fibras de PLLA e hidroxiapatita. Las pruebas mecánicas realizadas es los materiales obtenidos
muestran que los materiales reforzados aumentan su módulo de elasticidad y previenen el cizallamiento
longitudinal [5], el estudio de las propiedades de memoria de forma del PLA y del compuesto de PLA-
hidrioxiapatita. Se encontró en determinadas dispersiones de la hidroxiapatita en la matriz de PLA y a
determinadas cantidades de hidroxiapatita dispersa, se alcanza un mejor efecto de memoria de forma
comparado con el PLA sin refuerzo, comprobando el potencial de estos materiales para ser usados en
aplicaciones biomédicas [33], el uso de fibras de hidroxiapatita para reforzar matriz de PLA. Con el
uso de fibras de hidroxiapatita de 40-150 µm de longitud y 2-10 µm de radio para reforzar la matriz de
PLA se logró una mejora del módulo de elasticidad y además se encontró que las fibras de
hidroxiapatita en los materiales compuestos pueden compartir la carga aplicada de manera eficiente
debido a la formación de un enlace entre las fibras y el PLA [34].
Aunque se han logrado grandes desarrollos en el tema de los materiales compuestos bioabsorbibles-
bioactivos para su uso en dispositivos médicos [4][5][7][9], todavía hay mucho camino por recorrer en
busca de potencializar el uso de estos materiales como sustitutos óseos y material de osteosíntesis en
aplicaciones donde vayan a estar sometidos a altas cargas mecánicas. Entre los principales temas en los
cuales se están basando las investigaciones actuales en esta materia se encuentran la combinación del
material compuesto con factores de crecimiento, los cuales son proteínas cuya función principal es la
síntesis de las fibras y sustancia fundamental del hueso, las interacciones entre las propiedades del
material y el comportamiento celular y como incorporar propiedades biológicamente relevantes en
estos materiales, la combinación de estos materiales con medicamentos como los son los antibióticos,
de manera que se disminuya el riesgo de infección de los tejidos implantados [35], entre otros. Como
se puede observar el futuro de los materiales compuestos de matriz polimérica bioabsorbible con
refuerzo de cerámicos bioactivos es muy promisorio y el potencial de aplicación de estos materiales es
muy amplio, no solo para la fabricación de material de osteosíntesis, sino también para su uso como
sustitutos óseos, siendo este un tema de gran interés para la comunidad científica por la gran cantidad
de estudios que pueden realizarse a su alrededor y la cantidad de áreas de la ciencia involucradas como
lo son la medicina, ingeniería, biología, química, entre otras.
25
1.3. Dispositivos médicos bioabsorbibles
La versatilidad de los materiales bioabsorbibles permiten presentar múltiples soluciones confiables que
benefician tanto a los pacientes como a los médicos, dentro de estas soluciones se incluyen su
capacidad de llevar a cabo funciones secundarias como la liberación controlada de medicamentos, la
posibilidad de controlar su velocidad de degradación según su aplicación específica y la encapsulación
y posterior liberación de factores de crecimiento para la regeneración de tejidos [36]. Los dispositivos
médicos bioabsorbibles más comunes usados en cirugía son las suturas, los implantes para fijación
ósea, los compuestos porosos y los sistemas de liberación controlada de medicamentos.
Los dispositivos médicos bioabsorbibles pueden dividirse en:
Dispositivos parcialmente bioabsorbibles: En estos dispositivos la matriz polimérica bioabsorbible es
reforzada con fibras de materiales bioestables. Este tipo de dispositivos se usan en aplicaciones como
la fijación de ligamentos y tendones entre otros. Algunos ejemplos de este tipo de materiales son el
PLA reforzado con fibras de carbono usados en cirugías del tejido óseo y copolímeros de
metilmetacrilato y N-vinilpirrolidona reforzado con fibras de poliamida [37]. El uso de estos materiales
se ha realizado buscando mejorar las propiedades mecánicas.
Dispositivos médicos completamente bioabsorbibles: Son usados en aplicaciones donde el dispositivo
puede desaparecer una vez haya cumplido su función y el tejido está completamente reparado,
dispositivos de interés en el presente trabajo. Una de las principales aplicaciones de estos materiales es
en la fabricación de suturas y de implantes para fijación ósea, en las cuales el dispositivo se va
degradando a medida que el tejido va cicatrizando. Para la fijación ósea los primeros dispositivos se
fabricaban únicamente en el material polimérico bioabsorbible, sin embargo debido las altas cargas a
las que se someten estos dispositivos durante su desempeño, se desarrollaron los materiales
bioabsorbibles reforzados, donde el refuerzo es otro material bioabsorbible que puede ser tanto
polimérico como cerámico.
1.3.1. Dispositivos para la fijación musculoesquelética
Los dispositivos para osteosíntesis fabricados en material bioabsorbible aparecieron en el mercado
desde finales de la década de los noventa con aplicaciones como placas y tornillos para cirugía
maxilofacial y pequeños clavos usados para la reducción de fracturas osteocondrales, de huesos
esponjosos, fragmentos apicales o lesiones con mínima solicitación mecánica. Desde su aparición se
identificó el gran potencial de estos materiales como mejor alternativa a los dispositivos
convencionales fabricados en metales gracias a que estos pueden transferir las cargas a los tejidos
dañados promoviendo el proceso de curación y evitando la necesidad de una segunda cirugía para su
extracción [38]. Aunque los implantes bioabsorbibles se asemejan mucho a sus homólogos metálicos,
existen algunas diferencias en la técnica de aplicación de estos tales como la necesidad de terrajar el
hueso previo a la inserción en el caso de los tornillos, en cuanto a las placas, estas no pueden ser
dobladas mediante el uso de piezas de instrumental para adaptarse al hueso ya que pueden fracturarse,
26
estas placas deben ser calentadas intraquirúrgicamente por encima de su Tg y luego ser moldeadas, sin
embargo pueden ocurrir cambios en las propiedades mecánicas.
La fijación interna de tejidos duros y blandos con materiales bioabsorbibles tiene una amplia aplicación
en los campos del trauma, la cirugía craneomaxilofacial y la medicina deportiva. La elección en el uso
de este tipo de implantes es dependiente de factores como el costo, las limitaciones de los implantes
metálicos convencionales y de los resultados clínicos esperados.
A continuación se describen algunas de sus aplicaciones (Tabla 1.2).
Tabla 1.1.2. Aplicaciones de la fijación interna con implantes bioabsorbibles [39].
Zona anatómica Aplicación de los implantes bioabsorbibles
Pie y tobillo En la fijación de correcciones de hallux valgus y la fijación de
sindesmosis de la tibia y peroné.
Rodilla
El ligamento cruzado anterior es reparado con injertos que se fijan a
las estructuras óseas por medio de tornillos de interferencia
bioabsorbibles.
Mano y muñeca
Uso limitado posiblemente debido a los pocos casos reportados, sin
embargo, algunas fracturas de escafoides y metacarpos y algunas no
uniones han sido tratadas con este tipo de materiales obteniéndose
resultados exitosos.
También se han usado placas de fijación para fracturas de radio distal.
Columna
Se usan placas cervicales anteriores bioabsorbibles para proveer de
estabilidad en las discectomias y fusiones cervicales.
Tornillos y mallas bioabsorbibles usados para contener injertos en las
fusiones.
Hombro Usados para la fijación de tejidos blandos en articulaciones con
hipermovilidad.
Craneomaxilofacial
La cirugía pediátrica craneofacial es una de las principales
aplicaciones.
Fijación de fracturas maxilofaciales, correcciones ortognáticas y
postes de fijación para el reposicionamiento de la frente son otras de
las aplicaciones.
1.3.2. Otros dispositivos médicos bioabsorbibles
Stents liberadores de medicamento: Usados para el tratamiento de pacientes con enfermedad de la
arteria coronaria, el polímero biodegradable se usa en el stent como recubrimiento para la liberación
controlada de los medicamentos, además de recubrimientos [39], los polímeros bioabsorbibles también
han sido candidatos para la fabricación de stents, los cuales se encuentran bajo evaluación clínica.
Dispositivos médicos desechables: Este tipo de dispositivos se han desarrollado como búsqueda a la
solución del problema ambiental causado por la gran cantidad de dispositivos médicos desechables
como jeringas y guantes fabricados en materiales plásticos. Para esta aplicación se han usado
materiales como el ácido poliláctico PLA, ácido poliglicolico PGA, copolimero de ácido poliláctico-
27
poliglicolico PLGA y policaprolactona PCL. Estas aplicaciones cuentan con un mercado muy
promisorio [38].
Además de los anteriormente descritos, se han desarrollado: Anillos para anastomosis microvascular de
PLA-PGA [40], microagujas de polímeros para la administración de fármacos de liberación controlada
como alternativa a la inyección hipodérmica o implantación de sistemas de liberación controlada [41],
implantes de formación in situ los cuales pueden ser insertados como un líquido usando jeringas y
agujas estándar para la liberación de fármacos [42], stents para urología usados para la prevención de
la retención urinaria tras el tratamiento térmico de la hiperplasia prostática, el tratamiento temporal de
la retención urinaria en pacientes en espera de cirugía, y la resolución de fase temprana de obstrucción
del tracto urinario en pacientes esperando el efecto de la terapia médica [43], entre otros.
1.3.3. Situación actual referente a los dispositivos médicos implantables en Colombia y el
mundo
En el mundo existen alrededor de 27.000 fabricantes de dispositivos médicos dedicados a manufacturar
cerca de 10.000 categorías diferentes de productos para el uso clínico y la salud. Sin embargo, la oferta
no alcanza a suplir la gran demanda que actualmente hay de estos productos en los países en vías de
desarrollo como los latinoamericanos y, por supuesto, Colombia. El 90 por ciento de los elementos
médicos que se venden a nivel nacional son de origen extranjero [44].
Durante los últimos años se ha presentado un interesante fenómeno a nivel mundial en el cual con las
investigaciones y desarrollos realizados se han venido reemplazando los biomateriales tradicionales
(metálicos, cerámicos y poliméricos) por biomateriales compuestos, este fenómeno puede ser explicado
por la comprensión en la comunidad científica de que un solo material no puede reflejar la complejidad
de los tejidos en los cuales va a ser implantado. Los dispositivos médicos fabricados en materiales
compuestos bioabsorbibles-bioactivos, tratados en el presente trabajo, se utilizan en todos los ámbitos
de la salud y muy especialmente en la ortopedia [45]. Actualmente el tema lo lidera el uso en la
fijación ósea, aplicación para la cual se desea desarrollar el presente trabajo y que tiene un amplio
campo de acción en los tratamientos de una gran variedad de fracturas como las craneomaxilofaciales,
las de la mano, columna, entre otras, además y más recientemente en las cirugías reconstructivas y para
la fabricación de scaffolds para la ingeniería de tejidos, lesiones y aplicaciones con una gran
prevalencia el países con un conflicto armado activo como lo es Colombia.
Hoy por hoy la investigación y la industria de fabricación de los dispositivos médicos a nivel mundial
es liderada por Estados Unidos con cerca de 8.000 empresas funcionando en ese país; no obstante, en
los últimos años este liderazgo es desafiado por China e India, además de México y Brasil que han
logrado posicionarse dentro de los principales desarrolladores y productores de los países emergentes.
En contraste Colombia actualmente cuenta con aproximadamente 800 empresas que abastecen el
mercado local e internacional, ubicadas principalmente en Bogotá, Barranquilla, Cali y Medellín;
muchas de ellas especializadas en productos con bajo contenido de valor agregado [44], a pesar de que
la ejecución de este tipo de investigación e implementación industrial a nivel nacional se vea
beneficiada por el hecho de que tanto en las instituciones académicas como en las empresas se cuente
28
con equipos, máquinas-herramientas y procesos idóneos para, no sólo tomar una tajada del mercado
local, sino también aprovechar las ventajas de la apertura económica, e incursionar en nichos
internacionales, el problema no es la baja calidad de las aplicaciones médicas ni la falta de recursos,
sino la falta de interés a nivel académico e industrial para desarrollar este tipo de productos y el
deficiente apoyo gubernamental para incentivar el desarrollo de este sector. Para que Colombia llegue
al nivel de los países líderes en elementos médicos a nivel latinoamericano, la Cámara de Proveedores
de la Salud, cree que es necesaria el interés científico e industrial, la inversión en Investigación y
Desarrollo (I+D), la reforma a la salud, el apoyo del Gobierno en materia de fortalecimiento
empresarial y desarrollo del turismo médico, facilidades para la industria nacional y normatividades
más exigentes para lograr productos de un alto valor agregad, exportables y de alta calidad [44].
1.4. Referencias
[1] Tissue and Organ Regeneration in Adults. New York: Springer-Verlag, 2001.
[2] G. Muñoz, “Estudio de las propiedades de recubrimientos de hidroxiapatita (HA) depositados
por proyección térmica por llama y plasma sobre Ti-6Al-4V,” Trabajo de grado, Universidad de
Antioquia, 2012.
[3] D. Garlotta, “A Literature Review of Poly(Lactic Acid),” J. Polym. Environ., vol. 9, no. 2, pp.
63–84.
[4] R. Ravarian, F. Moztarzadeh, M. S. Hashjin, S. M. Rabiee, P. Khoshakhlagh, and M. Tahriri,
“Synthesis, characterization and bioactivity investigation of bioglass/hydroxyapatite
composite,” Ceram. Int., vol. 36, no. 1, pp. 291–297, Jan. 2010.
[5] L. F. Charles, E. R. Kramer, M. T. Shaw, J. R. Olson, and M. Wei, “Self-reinforced composites
of hydroxyapatite-coated PLLA fibers: fabrication and mechanical characterization.,” J. Mech.
Behav. Biomed. Mater., vol. 17, pp. 269–277, 2013.
[6] “An Introduction to bioceramics,” Florida world Sci. Publ. Co. Pte. Ltd, 1993.
[7] R. M. Felfel, I. Ahmed, A. J. Parsons, and C. D. Rudd, “Bioresorbable screws reinforced with
phosphate glass fibre: manufacturing and mechanical property characterisation.,” J. Mech.
Behav. Biomed. Mater., vol. 17, pp. 76–88, 2013.
[8] S. Yang, Z.-H. Wu, W. Yang, and M.-B. Yang, “Thermal and mechanical properties of
chemical crosslinked polylactide (PLA),” Polym. Test., vol. 27, no. 8, pp. 957–963, 2008.
[9] I. Yannas, Tissue and Organ Regeneration in Adults, 1st ed. .
[10] “Medical Devices | Implanted Medical Devices - Consumer Reports.” 2014.
[11] K. Alexander, J. Clarkson, D. Bishop, and S. Fox, “Good design practice for medical devices
and equipment – A framework.” p. 75, Spiral-bound – October 26, 2001.
[12] R. Nass, “Design validation is just user testing,” MDDI, 2011.
[13] “Diseño y desarrollo de dispositivos médicos | Soluciones para productos médicos | PTC.”
2014.
[14] J. Hartford, “3 Human Factors Failures to Avoid in Medical Device Design | MDDI Medical
Device and Diagnostic Industry News Products and Suppliers.” 2014.
[15] “10 Rules for Designing Great Medical Devices | Qmed.” 2014.
[16] J. R. Davis, Handbook of Materials for Medical Devices. ASM International, 2003.
29
[17] M. Vallet, “Biomateriales para sustitución y reparación de tejidos.” Working paper p. 12.
[18] D. R. Askeland and P. P. Phulé, Ciencia e ingeniería de los materiales. Cengage Learning
Editores, 2004.
[19] L. G. Griffith, “Polymeric Biomaterials,” Acta Mater., vol. 48, no. 1, pp. 263–277, 2000.
[20] M. Kutz, “Applied Plastics Engineering Handbook,” William Andrew, 2011, p. 644.
[21] M. Vert, “Polymeric biomaterials: Strategies of the past vs. strategies of the future,” Prog.
Polym. Sci., vol. 32, no. 8–9, pp. 755–761, 2007.
[22] N. Lakshmi and L. Cato, “Biodegradable polymers as biomaterials,” Prog. Polym. Sci., vol. 32,
pp. 762–798, 2007.
[23] J. C. Middleton and A. J. Tipton, “Synthetic biodegradable polymers as orthopedic devices.,”
Biomaterials, vol. 21, no. 23, pp. 2335–2346, 2000.
[24] J. E. Plazas Bonilla, Clara Eugenia and Perilla, “The past, present and near future of materials
for use in biodegradable orthopaedic implants,” Ing. Investig. [online], vol. 31, no. 2, pp. 124–
133, 2011.
[25] “micro molding, micromolding.” [Online]. Available:
http://www.microengineeringsolutions.com/mes_news_events/micro-molding-using-bio-resorbable-
polymers-2/. [Accessed: 27-Jun-2014].
[26] S. Stares, L. Boehs, M. Fredel, A. Aragonês, and E. Duek, “Self-reinforced bioresorbable
polymer P (L/DL) LA 70:30 for the manufacture of craniofacial implant,” Polímeros, vol. 22,
no. 4, pp. 378–383, 2012.
[27] M. Sabir, X. Xu, and L. Li, “A review on biodegradable polymeric materials for bone tissue
engineering applications,” J. Mater. Sci., vol. 44, no. 21, pp. 5713–5724, 2009.
[28] W. S. Pietrzak, Ed., Musculoskeletal Tissue Regeneration. Totowa, NJ: Humana Press, 2008,
pp. 509-529.
[29] Z. Hong, P. Zhang, C. He, X. Qiu, A. Liu, L. Chen, X. Chen, and X. Jing, “Nano-composite of
poly(L-lactide) and surface grafted hydroxyapatite: mechanical properties and
biocompatibility.,” Biomaterials, vol. 26, no. 32, pp. 6296–6304, 2005.
[30] B. A. Allo, D. O. Costa, S. J. Dixon, K. Mequanint, and A. S. Rizkalla, “Bioactive and
biodegradable nanocomposites and hybrid biomaterials for bone regeneration.,” J. Funct.
Biomater., vol. 3, no. 2, pp. 432–63, Jan. 2012.
[31] M. M. Pereira, J. R. Jones, R. L. Orefice, and L. L. Hench, “Preparation of bioactive glass-
polyvinyl alcohol hybrid foams by the sol-gel method.,” J. Mater. Sci. Mater. Med., vol. 16, no.
11, pp. 1045–50, Nov. 2005.
[32] A. R. Boccaccini, M. Erol, W. J. Stark, D. Mohn, Z. Hong, and J. F. Mano, “Polymer/bioactive
glass nanocomposites for biomedical applications: A review,” Compos. Sci. Technol., vol. 70,
no. 13, pp. 1764–1776, 2010.
[33] X. Zheng, S. Zhou, X. Li, and J. Weng, “Shape memory properties of poly(D,L-
lactide)/hydroxyapatite composites.,” Biomaterials, vol. 27, no. 24, pp. 4288–4295, 2006.
[34] T. Kasuga, Y. Ota, M. Nogami, and Y. Abe, “Preparation and mechanical properties of
polylactic acid composites containing hydroxyapatite fibers.,” Biomaterials, vol. 22, no. 1, pp.
19–23, 2001.
[35] A. Kolk, J. Handschel, W. Drescher, D. Rothamel, F. Kloss, M. Blessmann, M. Heiland, K.-D.
Wolff, and R. Smeets, “Current trends and future perspectives of bone substitute materials -
30
from space holders to innovative biomaterials.,” J. Craniomaxillofac. Surg., vol. 40, no. 8, pp.
706–718, 2012.
[36] S. M. Perren, “Evolution of the internal fixation of long bone fractures. The scientific basis of
biological internal fixation: choosing a new balance between stability and biology.,” J. Bone
Joint Surg. Br., vol. 84, no. 8, pp. 1093–1110, 2002.
[37] S. Dumitriu, Polymeric Biomaterials, Revised and Expanded, Second. CRC Press, 2001.
[38] H. Tian, Z. Tang, X. Zhuang, X. Chen, and X. Jing, “Biodegradable synthetic polymers:
Preparation, functionalization and biomedical application,” Prog. Polym. Sci., vol. 37, no. 2, pp.
237–280, Feb. 2012.
[39] R. R. Anis and K. R. Karsch, “The future of drug eluting stents.,” Heart, vol. 92, no. 5, pp.
585–8, May 2006.
[40] S. Joji, H. Muneshige, and Y. Ikuta, “Experimental study of mechanical microvascular
anastomosis with new biodegradable ring device.,” Br. J. Plast. Surg., vol. 52, no. 7, pp. 559–
64, Oct. 1999.
[41] J.-H. Park, M. G. Allen, and M. R. Prausnitz, “Polymer microneedles for controlled-release
drug delivery.,” Pharm. Res., vol. 23, no. 5, pp. 1008–19, May 2006.
[42] R. E. Eliaz, D. Wallach, and J. Kost, “Delivery of Soluble Tumor Necrosis Factor Receptor
from In-Situ Forming PLGA Implants: In-Vivo,” Pharm. Res., vol. 17, no. 12, pp. 1546–1550,
Dec. 2000.
[43] M. Talja, T. Välimaa, T. Tammela, A. Petas, and P. Törmälä, “Bioabsorbable and
biodegradable stents in urology.,” J. Endourol., vol. 11, no. 6, pp. 391–7, Dec. 1997.
[44] E. M. Gaviria, “La saludable industria de los Dispositivos Médicos,” Rev. Met. Actual, vol. 28,
pp. 68–72, 2013.
[45] C. G. Robert Van Tuil, “Resorbable Implants: A Look Inside | Orthotec,”
http://www.orthotec.com/, 2011. .
31
2. CAPÍTULO: FABRICACIÓN Y CARACTERIZACIÓN
DE LOS MATERIALES COMPUESTOS DE PLA
REFORZADOS CON CERÁMICO BIOACTIVO
2.1. INTRODUCCIÓN
El desarrollo de los polímeros biodegradables desde principio de los años 60 ha sido de gran interés,
sobre todo en el ámbito de la osteosíntesis ya que son conocidas las ventajas del uso de este tipo de
materiales. Entre muchas ventajas, está el hecho de evitarse una segunda intervención quirúrgica para
el retiro del implante.
Como se mencionó en el capítulo 1, para la fabricación de los dispositivos médicos implantables se
utilizan gran cantidad de materiales que buscan la sustitución, reparación o fijación de los componentes
del sistema músculo esquelético, para el desarrollo de estos materiales existen dos tendencias
principales dependiendo de la aplicación específica, el uso de materiales porosos y materiales no
porosos, siendo los no porosos los cuales nos interesan en el desarrollo del presente trabajo ya que
tienen como aplicaciones la osteosíntesis, además del relleno de cavidades o defectos óseos, la
liberación de fármacos entre otras.
En el caso de los no porosos usados para el soporte y fijación de fracturas, los principales requisitos
que deben cumplirse son la resistencia a mecánica y, en el caso de los materiales compuestos
bioactivos, una evidente bioactividad; es por esto que se busca obtener materiales que sean
mecánicamente similares al hueso y al mismo tiempo degradables y bioactivos [6]–[10]. La diversidad
de la naturaleza de los materiales utilizados como constituyentes de los compuestos, los diferentes
procesos de manufactura y de conformado permiten la obtención de dispositivos médicos con una gran
variedad de propiedades físicas y mecánicas, las cuales dependen no sólo de las características iniciales
de la matriz polimérica y su procesamiento, sino que también dependen en gran parte del material
utilizado como fase de refuerzo.
El objetivo de éste capítulo es la caracterización de los materiales de partida, la descripción de la
técnica usada para fabricación de los materiales compuestos de PLA/HA y, teniendo en cuenta la
importancia de los parámetros de procesamiento, se presentan además los resultados de la evaluación
física y reológica de los materiales compuestos obtenidos con de fin de determinar la influencia que
tienen las características de los materiales de partida seleccionados y los parámetros del procesamiento
sobre estos compuestos.
32
2.1.1. Ácido poliláctico (PLA)
El PLA es un polímero biodegradable reconocido por la agencia estadounidense Food and Drug
Administration (FDA) como biomaterial desde 1995 y en la actualidad es utilizado en aplicaciones que
no requieran altas prestaciones mecánicas como clavos para la unión de ligamentos y reparación de
meniscos, suturas, tornillos y clavos para la fijación de fracturas y cirugía maxilofacial, liberación de
fármacos y stents para cirugía cardiovascular y más recientemente como material usado para la
fabricación de scaffolds en ingeniería de tejidos [11].
Éste material pertenece a la familia de los poliésteres alifáticos de α-hidroxi ácidos, los cuales son
considerados biodegradables [12]. La molécula precursora de este polímero es el ácido láctico, su
monómero contiene un átomo de carbono asimétrico por lo cual la molécula existe en cuatro formas
estereoisoméricas, mezcla racémica, L, D y meso [13]. El PLA se degrada térmicamente a
temperaturas superiores a los 200 °C por hidrólisis, formando lactida [14], la degradación del PLA es
dependiente del tiempo, la temperatura e impurezas de bajo peso. Los homopolímeros de PLA tienen
una temperatura de transición vítrea y de fusión entre 55 °C y 175 °C respectivamente y requieren
temperaturas de procesamiento de máximo 185-190 °C, lo cual hace que los rangos de temperaturas de
procesamiento de estos polímeros sean muy estrechos [15]. El PLA tiene una muy baja velocidad de
degradación (entre 10 meses y 4 años) debido al grupo metilo de su cadena principal hidrofóbica,
presenta un alto grado de cristalinidad lo que lo hace insoluble en los solventes orgánicos más
comunes, limitando su procesamiento, es por esto que como alternativa en algunas aplicaciones se usa
un copolímero de PLA y ácido poliglicólico PGA, el PLGA, el cual combina las ventajas de ambos
polímeros, y la velocidad de degradación se puede controlar variando la cantidad éstos en el material
[16]
2.1.1.1. Propiedades del PLA
Las propiedades mecánicas y la cristalización del PLA son características dependientes del peso
molecular y de la estructura estereoquímica, la cual es fácilmente controlada por la polimerización con
D-lactide, L-lactida, DL-lactida o mesolactida, mientras que el peso molecular es directamente
controlado por la adición de compuestos hidroxílicos por ejemplo ácido láctico, agua, alcoholes, la
degradación hidrolítica de la matriz polimérica es afectada por la cristalinidad del polímero. En la tabla
2.1 se relacionan y comparan las principales características del L-PLA y el DL-PLA.
Tabla 2.1. Diferencias entre las diferentes formas del PLA [10].
L-PLA DL-PLA
Módulo de elasticidad 2,7 GPa 1,9 GPa
Elongación 5-10 % 3-10 %
Temperatura de fusión 175-178 °C Amorfo
Temperatura de transición
vítrea 60-65 °C 55-60 °C
Tiempo de degradación > 2 años 12-16 meses
33
La selección del tipo de PLA depende principalmente de su uso, en aplicaciones donde el material esté
sometido a altas solicitaciones mecánicas o donde se requieran tiempos de degradación largos, el
material más indicado es la forma cristalina del PLA, el L-PLA, por el cuntrario, cuando se requieran
tiempos de reabsorción cortos y las solicitaciones mecánicas sea menores, se debe usar el DL-PLA, los
copolímeros de LDL-PLA se usan cuando se desean graduar tanto las propiedades mecánicas como la
velocidad de degradación [17].
El PLA ha sido ampliamente utilizado para la fijación de huesos craneomaxilifaciales su uso se ha
dado especialmente en niños debido al hecho de que la fijación interna rígida con placas de metal
puede afectar el crecimiento y el desarrollo esquelético, en un estudio realizado por Bell et al. Se
reporta el uso del copolímero PLDLA 70/30 para la fijación de fracturas craneomaxilofaciales, todos
los pacientes se recuperaron satisfactoriamente, solo el 3% de los pacientes presentaron
complicaciones, comparado con el 6% que presentó un grupo control donde se usaron placas de titanio
[2], en otro estudio realizado por Chien-Chung et al [18], se evaluó in vivo la fijación de fracturas
óseas con placas fabricadas en PLA poly-5D/95L, reportándose la aparición de tejido óseo
neoformado, que indica la fase de reparación de la curación tras 8 semanas de fijación, y la posterior
osteogénesis con presencia de callo de fractura en el sitio de la lesión, lo que conllevó a la progresión
de la curación del hueso, retorno de su rigidez y finalmente recuperación de su función de soporte de
carga.
2.1.2. Hidroxiapatita (HA)
La hidroxiapatita constituye aproximadamente el 65% del componente mineral del hueso humano,
(presencia que depende de factores tales como, la edad, la alimentación y la salud), es una estructura
cristalina cuya síntesis ha sido perfeccionada en el último siglo por distintos métodos de producción
[19]. La síntesis de ésta en laboratorios especializados, y unido además, al desarrollo de recubrimientos
cerámicos sobre sustratos metálicos ha abierto la puerta a prótesis ortopédicas u odontológicas, las
cuales han probado ser eficaces para pacientes de todas las edades [20].
La HA sintética emula a su par natural, Ca10(PO4)6(OH)2, la cual es constituida principalmente por
fósforo y calcio con una relación Ca/P ideal de 1,67. El primer investigador que usó HA sintética fue
Werner en 1798, sin embargo, fue en el año 1926, con el desarrollo de la difracción de rayos X, que se
comprobó la presencia de una fase inorgánica del hueso, la cual llamó apatita [11]. A partir de ese
momento se empezaron a hacer estudios en animales y humanos donde se comprobó el fenómeno de
osteointegración, el cual consiste en que las células óseas (osteoblastos) se fijan y absorben la HA
sintética formando tejido nuevo.
Las ventajas de usar hidroxiapatita como un biomaterial, es su similitud con el componente inorgánico
de los huesos y los dientes, sin embargo, su desventaja para ser usada como material de implante es su
baja reactividad con el tejido óseo y al mismo tiempo la velocidad con la cual el tejido se integra con
este es también baja. Se ha encontrado que combinar hidroxiapatita con biovidrios puede producir
hidroxiapatita silicatada, la cual es altamente bioactiva [21].
34
La composición y la estructura de la hidroxiapatatita depende de su método de preparación: con matriz
orgánica, sin matriz orgánica, no sinterizada o sinterizada sin matriz orgánica. La diferencia entre la
sinterizada y no sinterizada es que la hidroxiapatita sinterizada se prepara a temperaturas que exceden
los 1000 °C y consiste en grandes cristales de apatita sin carbonato y no es bioabsorbible, por el
contrario, la hidroxiapatita no sinterizada se prepara a bajas temperaturas, es bioabsorbible y consiste
en pequeños cristales de apatita los cuales tienen carbonato (hidroxiapatita carbonatada), posee una
estructura similar a la del hueso debido a su macro y micro estructura tridimensional, además posee
una superior bioactividad permitiendo una buena conductividad ósea y unión a los tejidos [19].
El proceso de sinterización de la hidroxiapatita le proporciona a este material resistencia mecánica, sin
embargo, al ser usado en el tratamiento de defectos óseos, se disminuye su capacidad de remodelación
y la resorción ya que el proceso de sinterizado afecta, entre varios factores, la composición química,
tamaño de las partículas, y la cristalinidad, disminuyendo se solubilidad [22]. La cristalinidad de la
hidroxiapatita depende de la temperatura de sinterización, a mayor temperatura se da la formación de
cristales más perfectos, y por lo tanto, la velocidad de degradación es menor [23].
2.1.3. Técnicas de fabricación y conformado para biomateriales compuestos de matriz
polimérica (PLA) bioabsorbible
Las principales técnicas de procesamiento utilizadas para para la obtención de material de osteosíntesis
bioabsorbible reforzado con materiales cerámicos bioactivos son: el mezclado en estado seco, técnica
en la que se mezclan los pellets del polímero (𝜙 <1mm) con el cerámico a 42 rpm aproximadamente,
finalmente se realiza un proceso moldeo por compresión o por inyección en vacío; disolución y colada
o solvent casting, en esta técnica los pellets del polímero se disuelven en cloroformo, la solución se
agita en presencia de temperatura, luego se realiza la adición del cerámico, se agita nuevamente y
posteriormente se realiza la evaporación del solvente a temperatura ambiente y conformado, ver figura
2.1; extrusión en estado fundido, técnica donde los pellets del polímero y el cerámico se mezclan en
seco antes de su extrusión, luego esta se realiza usando 2 tornillos cónicos corrotativos bajo el flujo de
nitrógeno para limitar la degradación del polímero. La extrusión se realiza a 200 ºC con un tiempo de
residencia entre 1 y 4 minutos [24], ver figura 2.2.
Figura 2.1: Esquema técnica de solvent casting [25]
35
Figura 2.2. Esquema técnica extrusión en estado fundido [25]
En general se puede afirmar que todos los polímeros biodegradables pueden ser procesados
similarmente a los termoplásticos de ingeniería: Pueden ser fundidos para formar fibras, barras y piezas
moldeadas mediante técnicas como extrusión, moldeo por inyección, por disolución en un solvente o
por moldeo por compresión [26][27]. Todas las técnicas antes mencionadas tienen como inconveniente
la pérdida de peso molecular durante el procesamiento, debido a la sensibilidad hidrolítica y térmica de
las uniones poliméricas, y en algunos casos, por el esfuerzo cizallante al que pueden ser sometidos; es
por esto que la técnica de procesamiento tiene gran influencia sobre las propiedades mecánicas finales
de las piezas obtenidas.
También estos materiales son muy susceptibles a la presencia de humedad durante su procesamiento y
se deben tener precauciones como el secado del polímero antes de procesamiento térmico, se
recomienda, entre otros, realizar un proceso de secado en secado en vacío antes de comenzar a procesar
el polímero, a 80°C por 24 h [28], [29], procedimiento que ha mostrado reducir la degradación del
material hasta en un 30% [20], siempre manipular el polímero en presencia de atmósfera inerte y
reducir al máximo el tiempo de residencia para evitar la absorción de excesiva de humedad [30].
Respecto a los resultados obtenidos usando las tres técnicas descritas anteriormente en mezclas de PLA
con hiroxiapatita o con fosfatos tricálcicos, Mathieu, L et al [24] reportaron que mediante el mezclado
en estado seco no se obtienen materiales homogéneos, observándose conglomerados del material
cerámico, por el contrario el uso de la técnica de disolución y colada se obtienen materiales con una
muy buena dispersión del cerámico, sin embargo encontraron residuos del solvente después de la
evaporación, lo que representa un riesgo para los pacientes, finalmente en la extrusión en estado
fundido reportaron una buena dispersión del material cerámico, pero el material presentó una pérdida
considerable de peso molecular debido a su degradación durante el proceso. Encontraron que las
técnicas de disolución y colada y extrusión presentan una mejor dispersión del cerámico en el
polímero, sin embargo ambas producen alteraciones en el material las cuales deben ser evaluadas según
la aplicación.
Además de las técnicas del mezclado en seco, solvent casting y extrusión en estado fundido que ya
fueron descritas, Huan Zhou y et al. [25] describen otras técnicas para la fabricación de compuestos de
36
PLA y PLGA con fosfatos de calcio para aplicaciones ortopédicas, estás técnicas son: proceso de
microencapsulación para la fabricación de microesferas del polímero con partículas del cerámico
encapsuladas en su interior; proceso de separación de fases para la fabricación de scaffolds porosos
tridimensionales mediante un tratamiento térmico que hace que una solución del polímero de vuelva
termodinamicamente inestable y se separe en diferentes fases formando poros para luego adicionar la
fase de refuerzo; la técnica de electrospinning mediante la cual se fabrican fibras del material
compuesto aplicando una fuerza eléctrica para superar las fuerzas de tensión superficial de una
solución de biopolímero-refuerzo cargados en un tubo capilar para generar un chorro expulsado que se
mueve en la dirección del campo eléctrico externo y se alarga de acuerdo con las fuerzas eléctricas
externas e internas depositándose sobre un sustrato conductor en forma de fibras; la técnica de
recubrimiento para depositar fosfatos de calcio en la superficie de películas del polímero bioabsorbible
mediante tratamientos alcalinos superficiales, la deposición por aerosol (ADM) o la inmersión del
polímero en soluciones con contenido de fases orgánicas y su posterior secado para remover el
solvente; el prototipado rápido ó solid free fabrication (SFF) para la fabricación de scaffolds
tridimensionales a partir del diseño asistido por computador (CAD).
Con el uso de estas técnicas es posible obtener diferentes tipos de compuestos tanto en su densidad,
porosidad, estructura tridimensional y propiedades mecánicas, siendo la influencia de la técnica usada
sobre este último parámetro la más difícil de determinar debido a la falta de uniformidad en la manera
de presentar los datos y las pruebas realizadas que se encuentran en los diferentes reportes científicos,
sin embargo en términos generales puede decirse que el aumento de la resistencia mecánica de estos
materiales con la adición de la fase de puede explicarse por el hecho de que la matriz polimérica es un
medio de transferencia de carga y por lo tanto transfiere la carga a los cristales del refuerzo
intrínsecamente rígidos, sin embargo, la incorporación del refuerzo puede resultar en una disminución
de la resistencia a la tracción de la matriz polimérica debido a la fragilidad de los materiales usados
como refuerzo [31]. Otro aspecto a tener en cuenta es el contenido de la fase de refuerzo incorporada
en el material compuesto, cuando el contenido de refuerzo es bajo, la matriz es continua, lo que
asegura una buena unión interfacial con las partículas de refuerzo y da lugar así a una mejor resistencia
a la compresión. En materiales compuestos con mayor contenido de refuerzo, la cantidad de matriz que
rodea las partículas de refuerzo es menor dando lugar a una pobre integridad del material compuesto,
causando baja resistencia a la compresión [32], [33]. Desde la perspectiva del tejido óseo que estos
materiales deben reemplazar o fijar, es muy difícil fabricar cualquier biocompuesto que se adapte
perfectamente a las propiedades mecánicas y la estructura altamente organizada del hueso esponjoso o
cortical. Por lo tanto, se requiere de una investigación más profunda en el aspecto de la fabricación de
los materiales compuestos de matriz polimérica bioabsorbible reforzados con cerámicos bioactivos con
el fin de hacer que imiten en mayor grado la estructura del tejido óseo [25].
Acerca del conformado de este tipo de materiales, el hecho de ser fabricados con polímeros
bioabsorbibles hace de su procesamiento mucho más demandante que el de los materiales fabricados
con termoplásticos tradicionales. Las técnicas de conformado más usadas son el moldeo por inyección,
la extrusión, extrusión de película soplada, el termoformado y el moldeo por compresión. Las
características de las piezas fabricadas dependerán de las condiciones específicas durante su
procesamiento, las principales son: la temperatura, tiempo de residencia, contenido de humedad de la
atmosfera y las solicitaciones mecánicas a las cuales se somete el material [34], en el caso de los
37
compuestos de los polímeros bioabsorbibles, el material de refuerzo causa un aumento de la viscosidad
del material fundido debido a las fuertes interacciones intra e intermoleculares con el refuerzo, esto
hace que con procesos tales como la extrusión y el moldeo por inyección sea más difícil obtener los
resultados esperados [35].
Con el objetivo de preservar al máximo la matriz polimérica bioabsorbible, se han realizado estudios
como los reportados por A. Rothen et al [36] y A. Rubio López et al [37], donde en el primero
comparan el efecto de las técnicas de moldeo por inyección y la extrusión en la degradación in vitro de
piezas fabricadas en PLA, encontrándose que tanto el peso molecular como la polidispersidad
disminuyeron después de la fabricación de piezas con ambos métodos, sin embargo, esta disminución
fue más pronunciada con el moldeo por inyección, ninguno de éstos dos métodos afectó la red
cristalina del polímero y finalmente concluyeron que las piezas extruidas se degradaron más
rápidamente in vitro que las moldeadas por inyección; en el segundo analizaron los parámetros de
fabricación en el moldeo por compresión que influyen en la resistencia mecánica de los compuestos
biodegradables, encontrando un aumento en la resistencia a la tracción de las piezas mayor a 100MPa
implementando un tiempo de precalentamiento de 2 min y 3 min de calentamiento bajo presión,
además encontraron que la presión de conformado debe estar entre 8 MPa y 32 MPa, presiones más
bajas implican la falta de cohesión entre la matriz polimérica y el refuerzo y por consiguiente menores
propiedades mecánicas.
2.1.4. Proporciones de las mezclas material de refuerzo/matriz polimérica en la fabricación del
material compuesto
La cantidad de fase de refuerzo así como su geometría son factores de gran importancia en cuanto al
comportamiento mecánico de un material compuesto. Se han realizado algunos estudios usando
diferentes proporciones de fase de refuerzo mostrando un aumento progresivo del módulo elástico con
la incorporación de fase inorgánica en la matriz polimérica. Pirhonen et al [38] elaboraron compuestos
de PLA con fracciones de refuerzo entre 10 y 40 % en volumen de fibras de vidrio obteniendo valores
del módulo de Young entre 2.87 y 14.3 GPa. Por otra parte Dunn et al [19] elaboraron compuestos de
PLA con fracciones entre un 30% y un 70 % de fibras de vidrio y reportaron valores para el módulo
elástico entre 19 y 25 GPa, sin embargo observaron que el módulo llega a un valor máximo cuando el
material tiene una carga del 50% y luego la tendencia es a disminuir. Además se dieron cuenta que la
incorporación de las partículas de vidrio disminuye la resistencia a la flexión de la matriz polimérica en
un 16.6% cuando se empleó un 30% de vidrios y en un 57.69% al usar un 70% de vidrio, por lo tanto
esta relevante disminución de la resistencia a flexión constituye la principal limitación mecánica en la
aplicación de estos materiales para la elaboración de dispositivos para la fijación ósea, y se debe
principalmente a la falta de adhesión entre la fase orgánica y la inorgánica [21].
38
2.1.5. Parámetros que influencian el comportamiento de materiales compuestos de matriz
polimérica bioabsorbible
El comportamiento mecánico y de degradación de los compuestos bioabsorbibles de matriz polimérica
durante su desempeño en los tejidos biológicos se encuentra influenciado por múltiples parámetros
como la cristalinidad, composición, dispersión de la fase de refuerzo, entre otros, los cuales deben ser
controlados y garantizados para lograr los resultados esperados para su aplicación específicas como lo
es en el caso de su uso en la fijación ósea.
En cuanto a la fase de refuerzo, se encuentra bien documentado que su cantidad en proporción con la
de la matriz polimérica es un factor muy relevante en el comportamiento mecánico del material, tal y
como se describió en el apartado 2.1.4. Por su parte las características físicas de la fase de refuerzo
también juegan un papel importante en las propiedades mecánicas del material compuesto, si las
partículas de refuerzo son mucho más rígidas y fuertes que la matriz, como en este caso, la matriz
tiende a fracturarse y la interface matriz/refuerzo se despega lo cual representa el principal modo de
falla de este tipo de materiales [9]. De manera contraria se ha encontrado que la geometría de la fase de
refuerzo tiene muy poca influencia sobre la resistencia mecánica de este tipo de compuestos, casi
insignificante, sin embargo, el tamaño si es un factor importante a tener en cuenta [39], la distribución
del tamaño de partícula principalmente usado se encuentra en el rango micrométrico, no obstante, los
estudios recientes se enfocan en el uso de partículas de tamaño nanométrico con el fin de obtener
características físicas muy similares a las del hueso natural [40].
Otro aspecto importante a tener en cuenta son las propiedades térmicas del polímero bioabsorbible, se
debe evaluar el efecto que tiene sobre este polímero la adición del material de refuerzo y los ciclos de
temperatura a los que se somete durante el conformado [41], es importante para el adecuado
desempeño del material compuesto que durante el procesamiento las propiedades térmicas de polímero
no se vean afectadas.
2.1.6. Efecto de los diferentes solventes usados en la técnica del solvent casting sobre el PLA
El PLA es conocido por ser altamente soluble en disolventes tales como cloruro de metileno, benceno,
cloroformo y dioxano, sin embargo, tiene una baja solubilidad en disolventes como el tolueno, acetona,
acetonitrilo, metanol y acetato de etilo. Se ha reportado un aumento de la hidrofobicidad y segregación
de la superficie en películas de PLA moldeadas con tolueno, acetona y acetato de etilo [42], además se
ha encontrado que las soluciones de PLA en cloroformo y cloruro de metileno dan lugar a una
formación aleatoria de las moléculas y su cristalización se basa en la interacción intramolecular en
lugar de interacciones intermoleculares [42].
El cloroformo, que es el mejor disolvente para PLA, interactúa con la cadena del polímero en una
interacción polímero-disolvente fuerte, dando lugar a la cristalización. La cristalización del PLA se
afectada por el punto de ebullición del disolvente, disolventes con alto punto de ebullición tardan más
tiempo en evaporarse, lo que facilita el crecimiento de cristales, mientras que disolventes con un bajo
punto de ebullición limitan el tiempo de cristalización [43]. El cloroformo tiene un punto de ebullición
más alto que el cloruro de metileno y se tomó más tiempo para evaporarse, lo que conduce a más
39
cristalización [44]. La tabla 2.2 resume algunos de los efectos de los diferentes disolventes sobre las
propiedades del PLA reportados por J. Hughes.
Tabla 2.2. Efecto de los diferentes solventes sobre el PLA [42]
PLA en cloroformo (PLA-
C)
PLA en cloruro de
metileno (PLA-M)
PLA en coluro de metileno:
acetonitrilo 50:50 (PLA-MA)
Cristalinidad Presenta más % de
cristalinidad, 24.03, que el
PLA-M. El cloroformo es
el mejor solvente para el
PLA, interactúa con las
cadenas poliméricas
haciendo del polímero-
solvente una interacción
más fuerte dando paso a la
cristalización.
% Cristalinidad 14.25
Cristalización en forma α
Presencia de diferentes
estructuras cristalinas a
diferencia del PLA-C y PLA-
M.
Tiene el más alto % de
cristalinidad, 46.15 y la más
alta entalpía de fusión (ΔHm),
48.92 J/g, la cual es la energía
requerida para fundir los
cristales
Propiedades
mecánicas
Dúctil
Módulo de Young ( E):
1042.29 MPa
PLA-M tiene el más bajo
% de cristalinidad y el
mayor E
Dúctil
Módulo de Young( E):
1196.43 MPa
Presenta la más baja resistencia
a la tracción (TS), %
elongación (%E), y módulo de
Young (E).
El más alto % de cristalinidad
y el más alto E
Frágil
Módulo de Young( E): 619.29
MPa
Propiedades Tg: 47°C.
Tm: 164°C
Tg: 54°C.
Tm: 163°C
Presenta la mayor Tg, 58 °C.
Tiene doble pico de fusión en
158 y 165 °C, debido a la
presencia de diferentes
estructuras cristalinas
2.2. Materiales
2.2.1. Ácido poliláctico
En el presente trabajo el polímero seleccionado para la fabricación de los materiales compuestos fue el
ácido poliláctico 70L/30DL, Purasorb PLDL 7038 de la casa Corbion PURAC. Se seleccionó este
material ya que es un copolímero de LPLA en un 70% y DLPLA en un 30%, composición que le
confiere la capacidad de degradarse completamente a los 18 meses aproximadamente postimplantado.
La información entregada por el proveedor describe en la tabla 2.3.
40
Tabla 2.3: Características del PLDL 7038
Viscosidad inherente 3,3 – 4,3 dl/g
Temperatura de fusión (DSC, 10º/min)
100 – 130 °C
Solvente residual 0,1 % Max.
Monómero residual 0,1 % Max.
2.2.2. Hidroxiapatita
El material usado como refuerzo de la fase polimérica fue la hidroxiapatita no sinterizada UWHA20 de
la casa HIMED, Himteco Medical Applications, inc. Se seleccionó una hidroxiapatita no sinterizada
con el fin de pueda degradarse completamente junto con la matriz polimérica y además se favorezca la
bioactividad del material. Las características descritas por el proveedor para este material se describen
en la tabla 2.4:
Tabla 2.4: Características de la UWHA20
Fórmula química Ca10(PO4)6(OH)
Densidad específica 3,1 ± 0,1 g/cc
Tamaño de partícula <53 µm
Pureza > 98% HA después de sinterizar a 1000 – 1150 °C
Cristalinidad Baja cristalinidad en la condición no sinterizada
2.2.3. Cloroformo
Como solvente para el proceso de fabricación de los materiales compuestos por la técnica de solvent
casting se usó cloroformo grado analítico, Chloroform, HPLC, de la marca JT.Baker. Las
características descritas por el proveedor para el cloroformo se describen en la tabla 2.5.
Tabla 2.5: Características del cloroformo entregadas por el proveedor
Ensayo (CHCl₃) (por GC, corregido por el
agua) >= 99,8 %
Cloruros(Cl) <= 10 ppm
Residuos tras evaporación <= 2,0 ppm
Ácido valorable (µeq/g) <= 0,5
Agua (Por KF, coulométrica) <= 100 ppm
2.3. Métodos
2.3.1. Caracterización de los materiales de partida
41
2.3.1.1. Análisis termogravimétrico (TGA) del ácido poliláctico
Mediante esta técnica se evalúa la estabilidad térmica de la muestra del PLA a usar, permitiendo
identificar el rango de descomposición térmica característico.
Se emplearon 22,26 mg de la muestra la cual fue depositada en un ´´PAN´´ de platino para realizar el
análisis. Se utilizó un analizador termogravimétrico, Marca T.A Instruments, modelo TGA Q500. El
análisis se realizó en atmósfera de nitrógeno tipo 4.5, con una rampa de calentamiento de 10°C/min
hasta 600°C.
2.3.1.2. Evaluación de la composición química (FTIR) del ácido poliláctico
Esta técnica se emplea para determinar la composición química del material polimérico, se utilizó un
Infrarrojo de Transformada de Fourier, Marca Perkín Elmer, modelo Spectrumone, detector DTGS.
Una pastilla de KBr fue fabricada aplicando una presión de 5 ton, en esta pastilla se depositó una
delgada película de cada una de las muestras a analizar. Posteriormente se procedió a su lectura por
infrarrojo.
La temperatura de análisis fue de 22 °C, se realizaron 16 barridos con una resolución de 4 cm-1 y un
rango de número de onda ( ) de 4000-450 cm-1.
2.3.1.3. Evaluación del índice de fluidez fundido (MFI) del ácido poliláctico
Este parámetro se emplea para conocer la características reológicas del ácido poliláctico que tienen
influencia sobre la técnica de procesamiento seleccionada para la elaboración de las probetas.
El MFI se midió empleando la norma ASTM D1238-13 Standard Test Method for Melt Flow Rates of
Thermoplastics by Extrusion Plastometer. Se pesaron 6 g del PLA, posteriormente se secó la muestra
durante 6 horas a 60ºC con el fin de eliminar toda humedad que pudiera interferir en los resultados, la
prueba de MFI se llevó a cabo a una temperatura de 190 ºC y 2,16 kg de carga, según los reportes de
F. Carrasco, Y. Xu y G. F. Brito, respectivemente [45][46][47], en un equipo ATLAS MFI2; se
realizaron 5 cortes al polímero cuando este estaba fluyendo y se pesaron estos cortes, estos datos se
ingresaron al equipo el cual arrojo el MFI de cada porción pesada y la densidad del PLA cuando está
fundido.
2.3.1.4. Evaluación de las fases presentes en la hidroxiapatita
Las muestras fueron caracterizadas utilizando un equipo de difracción de rayos X marca Rigaku,
utilizando un ánodo de cobre; el barrido angular (2θ) fue desde 7° a 60°, a una velocidad de 0,05°/paso.
Luego de obtenidos los resultados, las fases existentes en las muestras se identificaron utilizando el
42
Software “X’pert HighScore”, el cual utiliza espectros de patrones adscritos a la base de datos PDF y
COD.
2.3.1.5. Distribución granulométrica de la hidroxiapatita
La muestra fue analizada usando el equipo Malvern Mastersizer 2000, que tiene una sensibilidad para
tamaños de partícula entre 0,02 y 2000,00 µm. usando como dispersante agua y teniendo en cuenta los
índices de refracción del agua y la muestra que son de 1.33 y 1.65 respectivamente.
2.3.1.6. Efecto del procesamiento sobre el PLA: Pruebas de estabilidad en solución
Mediante estas pruebas se evaluó la estabilidad del PLA usado después de su procesamiento a dos
velocidades de agitación 100 rpm y 200 rpm y dos tiempos de agitación 6 h y 12 h.
Las pruebas se realizaron disolviendo el PLA en 15 % P/V de cloroformo, la agitación se realizó bajo
campana de extracción de gases a una temperatura ambiente de 23 °C. Terminada la prueba las
muestras se airearon por 24 h para evaporar el cloroformo y luego fueron evaluadas por medio de
análisis de viscosidad inherente.
La viscosidad inherente es un parámetro usado como medida relacionada con el peso molecular de los
polímeros. Se usó la información entregada por el proveedor del polímero para determinar el peso
molecular aproximado [48] y éste será comparado entre las diferentes muestras.
La viscosidad inherente se midió según la norma ASTM: D2857 – 95 Standard Practice for Dilute
Solution Viscosity of Polymers usando un Viscosímetro de Ostwald con baño de agua termostatizado a
25°C. Las muestras se diluyeron a una concentración de 0.1 g/dL en cloroformo por un tiempo de 4 h
en un agitador orbital. En el viscosímetro se midió el tiempo transcurrido para que cada solución pasara
de un punto a otro definidos en el instrumento, las mediciones de los tiempos requeridos por el material
para fluir de un punto a otro se realizaron por triplicado para cada una de las muestras.
2.3.2. Procesamiento de los materiales compuestos
2.3.2.1. Determinación de parámetros para la fabricación del material compuesto
La obtención de los materiales compuestos se realizó por medio de la técnica del solvent casting, esta
técnica ha sido ampliamente usada por numerosos autores debido a que es un método con ventajas
como la simplicidad y reproducibilidad, además no necesita del uso de equipos muy sofisticados [20],
como desventajas se ha encontrado la presencia del solvente residual, la cual puede ser eliminada
haciendo uso de bajas cantidades del solvente y dando el tiempo y la aireación necesarios para su
eliminación. Con el uso de esta técnica se ha encontrado que la disolución con cloroformo no afecta
significativamente la estructura del polímero ya que el peso molecular se mantiene casi igual al del
43
polímero inicial. Comparado con la extrusión este es un método menos agresivo por lo que se espera
obtener una menor pérdida del peso molecular del polímero y además permite la incorporación de un
mayor porcentaje de la fase de refuerzo, además esta técnica requiere una cantidad de polímero mucho
menor que la extrusión, lo cual es de gran interés ya que el PLA es bastante costoso [21].
Los resultados obtenidos con las pruebas de estabilidad en solución fueron utilizados para establecer
los parámetros del proceso del solvent casting, los parámetros del conformado fueron determinados a
partir de un diseño de experimentos buscando afectar lo menos posible las características del polímero
de partida.
Se realizó un diseño de experimentos del tipo factorial 23 donde las variables respuesta fueron las
propiedades mecánicas de los materiales obtenidos y la pérdida de peso molecular y la pérdida de masa
las muestras, las cuales son las variables que mejor evidencian el grado de degradación del material
durante su procesamiento, tal como se reporta en el trabajo realizado por Navarro, M [21].
El experimento consistió en la evaluación de tres factores, considerados los más relevantes y sobre los
cuales se puede ejercer mejor control durante el procesamiento, cada uno con dos niveles alto (+1) y
bajo (-1), los factores a evaluar fueron: Porcentaje de hidroxiapatita, tiempo de mezclado y temperatura
de conformado, el valor de los niveles de éstos factores se definen en el apartado 2.4.3. Teniendo en
cuenta todos los resultados de la caracterización y análisis de los materiales de partida. Los
experimentos se describen en la Tabla 2.6.
Tabla 2.6. Diseño del experimento
Experimento Proporción de
hidroxiapatita
Tiempo de
mezclado
Temperatura de
conformado
1 (-1) (-1) (-1)
2 (-1) (-1) (+1)
3 (-1) (+1) (+1)
4 (+1) (+1) (+1)
5 (+1) (+1) (-1)
6 (+1) (-1) (-1)
7 (+1) (-1) (+1)
8 (-1) (+1) (-1)
44
2.3.2.2. Preparación del material compuesto
Como ya se mencionó, la técnica usada para la elaboración del material compuesto fue la de solvent
casting para lo cual el polímero se mezcla en un vaso de precipitados de vidrio, con cloroformo como
solvente, hasta obtener una solución al 30% P/Vm, relación determinada durante la puesta a punto del
proceso y que permite una mejor homogenización de la muestra y no es excesiva para la posterior
eliminación del cloroformo por aireado. Esta solución se agitó mecánicamente a la velocidad
determinada en el diseño del experimento hasta la disolución del polímero. Lograda la disolución se
procedió a la incorporación de la hidroxiapatita, a la cual previamente se le adicionó el 30% P/V de
cloroformo y se agitó a 600 rpm por 15 min, se continuó agitando hasta llegar al tiempo de mezclado
definido en el experimento. Los compuestos obtenidos se vaciaron sobre superficies de teflón para
evitar que el material se adhiriera, posteriormente se sometieron a vacío por una hora y luego se
dejaron airear por 48 h para permitir la evaporación del cloroformo, obteniéndose como resultado
láminas del compuesto que fueron empacadas al vació y almacenadas en congelador. Las imágenes de
la figura 2.3. Ilustran el proceso de fabricación del material compuesto:
2.3.2.3. Proceso de conformado del material compuesto
Las láminas del material compuesto fueron cortadas en pequeños trozos de aproximadamente 5mm x
5mm y luego fueron secados por 8 h a 80 °C en horno de convección [49] para eliminar la humedad.
Los trozos del material compuesto fueron moldeados en forma de pequeñas placas con la geometría y
tamaño según las normas ASTM D638 − 10 Standard Test Method for Tensile Properties of Plastics y
ASTM D790 – 10 Standard Test Methods for Flexural Properties of Unreinforced and Reinforced
Plastics and Electrical Insulating Materials. El proceso de conformado se realizó en una prensa (ver
figura 2.4) con dos platos de calefacción a 160 °C y 170 °C según el diseño del experimento, los
moldes con el material se depositaron sobre la prensa sin hacer presión por 3 min con el fin liberar los
restos de cloroformo, después se aplicó presión de manera progresiva hasta alcanzar 225 bar, de esta
manera se evita la formación de burbujas permitiendo la salida del aire atrapado entre los pequeños
Figura 2.3.Proceso de fabricación de los materiales compuestos
45
trozos del material compuesto, después de 3 min se libera la presión y se deja enfriar los moldes hasta
alcanzar 120 °C aproximadamente, luego las probetas son extraídas de los moldes.
Figura 2.4. Prensa utilizada para el proceso de conformado
2.3.3. Caracterización y evaluación de los materiales compuestos obtenidos
2.3.3.1. Determinación de la fracción en peso de las partículas de hidroxiapatita
Mediante esta prueba se determinó el contenido de la fase de refuerzo en la matriz polimérica de los
materiales fabricados. Se midió la fracción en peso de hidroxiapatita contenida en los materiales
mediante la metodología descrita en la norma ISO 1172 Determination of the textile-glass and mineral-
filler content - Calcination methods, la cual se determinó como el residuo que quedó al quemar en un
horno el material hasta que la totalidad del polímero se transformara en sustancias volátiles mientras
que la hidroxiapatita no sufría pérdidas de peso considerables.
Las muestras fueron llevadas a un horno tubular, utilizando una velocidad de calentamiento de 20
ºC/min y después se sostuvo a 600 ºC por 3 h. Para el cálculo, se asume que todo el residuo es
hidroxiapatita y se tuvo en cuenta el peso de la muestra inicial y el peso del residuo sólido. La prueba
se realizó por duplicado y posteriormente se usó la relación del peso del residuo y el peso inicial del
material:
Ecuación 2.1: Relación de pesos del residuo e inicial
46
La determinación de la fracción en peso de hidroxiapatita se realizó sobre las 4 muestras de los
materiales obtenidos.
2.3.3.2. Evaluación de la viscosidad inherente de los materiales
La viscosidad inherente de los materiales compuestos fue evaluada con el fin de determinar la
influencia que tiene la adición de la fase de refuerzo sobre las propiedades reológicas del PLA. Este
parámetro fue determinado tal y como se describe en el apartado 2.3.1.6.
2.3.3.3. Evaluación del peso molecular mediante GPC
El peso molecular de las muestras de los materiales fabricados se midió como parámetro usado para
determinar el nivel de degradación del PLA durante su procesamiento, razón por la cual las mediciones
realizadas se compararon con el peso molecular del PLA en su estado inicial entregado por el
proveedor. A continuación se describe el proceso de medición de éste parámetro:
Cada muestra se disolvió en THF a una concentración aproximada de 0.5 mg/mL y se dejó en agitación
en Vortex durante 4 horas, se filtró con un tamaño de poro de 0.2 μm y después se procedió a realizar
el análisis. Las condiciones del análisis se describen en la tabla 2.7:
Tabla 2.7: Condiciones para el análisis de viscosidad inherente
Columna: Styragel HT6E
Volumen de Inyección 100 μL
Loop 200 μL
Tiempo 25 min
Fase móvil: THF
Temperatura de la Columna 25 °C
Temperatura del Detector 29,9 °C
Equipo: VISCOTEK GPCmax VE 2001- GPC SOLVENT/SAMPLE MODULE
Se realiza la inyección del estándar PS 43.000 (43.000 corresponde al Mp del estándar) para verificar la
conveniencia del uso de la curva de calibración, la cual se realiza con una gráfica del Mp vs el volumen
de retención de estándares de poliestireno de diferente peso molecular obteniendo los siguientes
resultados (Tabla 2.8):
Tabla 2.8. Datos de calibración del equipo de medición GPC
Suministrado por el
fabricante
Mp 43.000
Mw 42.000
Mn 41.000
Polidispersidad 1,03
47
Calculado por el equipo
Mp 43.545
Mw 41.900
Polidispersidad 1,156
2.3.3.4. Dispersión del cerámico en la matriz de PLA por microscopía electrónica de Barrido
(SEM)
Se evaluaron las 4 muestras de los materiales compuestos obtenidos median microscopia electrónica de
barrido (SEM) con el fin de evaluar el nivel de dispersión de la hidroxiapatita en la matriz polimérica
de PLA.
La evaluación del nivel de dispersión de la fase de refuerzo en la matriz polimérica se realizó con un
microscopio electrónico de barrido marca JEOL JSM-6490 LV. Las muestras fueron recubiertas con
una capa de plata previo al análisis, con el objetivo de hacer la muestra conductora y poder así observar
la imagen. Se tomaron imágenes a 500 y 1000 aumentos tanto a nivel superficial como de manera
transversal.
2.4. Resultados
2.4.1. Caracterización de los materiales de partida
2.4.1.1. Análisis termogravimétrico (TGA)
La figura 2.5 corresponde al termograma de la muestra PLA, el cual presenta una descomposición total
del 99,86 % del cual un 5,15 % posiblemente corresponda a volátiles y humedad presentes en el
material. A una temperatura de 335,0 ºC el material presenta las pérdidas iniciales de masa y a 378,13
°C se da la pérdida mayoritaria correspondiente al 94,71 % de la masa (ver tabla 2.9 y figura 2.5).
Tabla 2.9. Porcentaje de pérdida y temperatura de descomposición
Temperatura °C Porcentaje en
pérdida de peso Interpretación
103,16 5,15 Humedad y volátiles
335.0 - Perdidas preliminares de masa
378,13 94,71 Descomposición mayoritaria
48
Figura 2.5. TGA de la muestra de PLA
A partir de la temperatura de 103,16 ºC, donde se dan las pérdidas preliminares de volátiles y
humedad, y hasta los 200°C se determinó como zona segura para el conformado del material, como
consecuencia se determinaron como temperaturas de conformado para el diseño de experimentos los
160 °C y 170 °C
Para efectos de comparación se revisaron los resultados obtenidos por Ciambelli. G et al. [50] quienes
caracterizaron por TGA un polímero muy similar, acido Polilactivo (L-co-D,L) (PLDLA; 70:30; Mw =
282700 g/mol), los valores encontrados por éstos para las temperaturas de pérdidas iniciales del masa y
de pérdidas mayoritarias fueron de 340 ºC y 364 ºC respectivamente, valores muy similares a los
obtenidos en este trabajo.
2.4.1.2. Composición química del ácido poliláctico
En la figura 2.6 se observa el espectro infrarrojo obtenido a partir del análisis de la muestra de PLA, se
observan las señales típicas de extensión de C-H sp 3 a 2995,68 cm-1, 22943,96 cm-1 y 2853,44 cm-1,
además de la flexión asimétrica C-CH3 a 1458,25 cm-1. La señal de 3465.51 cm-1 puede corresponder a
la extensión del enlace O-H de un ácido carboxílico terminal en interacción con moléculas de agua, lo
cual se puede corroborar con la banda a 1625,93 cm-1 atribuida a la presencia de agua, además de las
flexiones para O-H de ácido carboxílico a 1385,15 cm-1 y 864,90 cm-1. La señal de 1757,07 cm-1
corresponde a la extensión C=O de un éster la cual se ve corroborada con las señales de extensión C-C-
O a 1191,67 cm-1 y 1273,37 cm-1, al igual que con la extensión O-C-C 1041,19 cm-1.
49
Figura 2.6. Espectro infrarrojo de la muestra de PLA
Al comparar el espectro obtenido con el espectro reportado por el proveedor para el mismo tipo de
polímero, figura 2.7, se puede concluir que muestra analizada corresponde a PLA ya que ambos
espectros presentan altas similitudes, además de que se pueden identificar las señales características del
ácido poliláctico como lo son las señales correspondientes al ácido carboxílico terminal, el carbonilo
del ester y sus respectivas flexiones y las señales correspondientes a las extensiones.
Figura 2.7: Espectro FTIR reportado por el proveedor PURAC
2.4.1.3. Índice de fluidez fundido (MFI) del ácido poliláctico
El MFI de la muestra analizada fue de 0,78 ± 0,02 g/10 min, teniendo en cuenta que los índices de
fluidez habituales se sitúan en el intervalo de 0,5 g/ 10 min a 40 g/ 10 min, se puede decir que el MFI
del material evaluado es bajo, es decir, la masa fundida tiene una viscosidad elevada, como la que se
requiere para un proceso como la extrusión, por el contrario, valores de MFI mayores a 6 g/10 min
implican viscosidades del material fundido bajas ideales para el proceso de inyección.
50
En este caso se seleccionó la técnica de moldeo por compresión debido a que a pesar de la baja fluidez
del polímero, esta técnica tiene la ventaja, sobre todo en el caso de polímeros reforzados, de someter
los materiales a niveles bajos de deformación y estrés [51][52] disminuyendo el riesgo excesiva
degradación del material y de obtener piezas con altos esfuerzo residuales.
2.4.1.4. Fases presentes en la hidroxiapatita
La fase encontrada en la muestra fue únicamente Hidroxiapatita (96-901-3628). La información
arrojada por el Software “X’pert HighScore” al analizar los resultados se muestra a continuación,
proveniente de espectros de patrones adscritos a la base de datos PDF y COD [54].
Formula química: Ca10P6O26
Grupo espacial : P 63/m
Sistema cristalino: Hexagonal
Parámetros de celda = a (Å): 9,4210, b (Å): 9,4210, c (Å): 6,8930, Alpha (°): 90.0000, Beta (°):
90.0000, Gamma (°): 120.0000
La figura 2.8 corresponde el espectro DRX de la muestra de hidroxiapatita, encontrando muchos de los
picos más representativos de la fase de hidroxiapatita con relación de intensidad muy similar a las de la
muestra patrón.
Figura 2.8. Espectro DRX para la muestra de hidroxiapatita.
51
2.4.1.5. Análisis granulométrico de la muestra de hidroxiapatita
En la figura 2.9, se muestra la distribución acumulada de partículas de hidroxiapatita con la cual
podemos saber que su d10=1,106µm y el d90=3,428µm.
Figura 2.9. Distribución acumulada de tamaño de partícula de la hidroxiapatita analizada
En la figura 2.10, se muestra una distribución muy uniforme del tamaño de partículas de HA, donde el
mayor porcentaje de estas tienen un tamaño de alrededor de 2 µm. Una distribución uniforme del
tamaño de las partículas favorece su dispersión y uniformidad de las propiedades mecánicas de los
materiales compuestos fabricados.
Figura 2.10. Distribución del tamaño de partícula
52
2.4.2. Efecto del procesamiento sobre el PLA: Pruebas de estabilidad en solución
A continuación se describen los resultados obtenidos durante la medición de la viscosidad inherente de
las muestras como parámetro indicador de la estabilidad del PLA ante su disolución y procesamiento
por la técnica del solvent casting.
En la tabla 2.10 se muestran los valores observados al realizar la medición del tiempo requerido por
cada muestra para fluir de un punto a otro previamente definidos en el viscosímetro.
Tabla 2.10. Mediciones del tiempo para cada muestra
Muestra Tiempo (s) Tiempo
promedio (s)
Cloroformo 33,22 33,99 33,74 33,65
Muestra 100 rpm - 12 h 45,20 45,45 45,44 45,36
Muestra 100 rpm - 6 h 56,55 56,89 56,33 56,59
Muestra 200 rpm 12 h 47,29 47,29 47,20 47,26
Muestra 200 rpm - 6 h 48,79 48,81 48,96 48,85
Con estos resultados se calculó la viscosidad inherente para cada muestra de la siguiente manera:
Ecuación 2.2: Relación de viscosidad
Dónde:
t corresponde al tiempo promedio obtenido para cada muestra en segundos.
ts corresponde al tiempo promedio obtenido para el solvente (Cloroformo) en segundos.
C corresponde a la concentración a la cual se realizó el análisis para cada muestra = 0,1 g/dL
Los resultados obtenidos para cada muestra fueron los presentados en la Tabla 2.11.
Tabla 2.11. Resultados viscosidad inherente
Muestra Relación de
viscosidad (t/ts)
Viscosidad
inherente (dL/g)
Muestra 100 rpm - 12 h 1,35 2,99
Muestra 100 rpm - 6 h 1,68 5,20
Muestra 200 rpm - 12 h 1,40 3,40
Muestra 200 rpm - 6 h 1,45 3,73
53
Se resalta el resultado obtenido para la muestra 100 rpm - 6 h donde la viscosidad inherente obtenida
supera los valores de viscosidad reportados por el proveedor, 3.3 – 4.3 dl/g, promedio 3.8 dl/g. Este
hecho puede explicarse debido a que durante el procesamiento pudo presentarse un enredamiento de
las cadenas del polímero el cual causó un incremento del volumen hidrodinámico, la viscosidad
inherente y por tanto, el peso molecular, tal y como lo reportan Hughes et al [42].
Las pruebas de estabilidad arrojaron como resultado una significativa disminución de la viscosidad
inherente del PLA al agitar la solución por 12 h y un alto valor de viscosidad inherente para la muestra
agitada a 100 rpm por 6 h, teniendo en cuanta lo anterior, se determinaron como parámetros de
procesamiento una velocidad de agitación de 100 rpm, de manera que el PLA se degrade lo menos
posible por causa del esfuerzo mecánico durante la agitación, y unos tiempos de agitación de 6 h y 9 h
buscando una muy buena distribución de la fase de refuerzo pero sin exponer el material a un tiempo
de residencia muy largo durante el cual se degrade.
2.4.3. Parámetros para la fabricación del material compuesto
Con los resultados obtenidos en las pruebas descritas anteriormente y basados en la literatura se
definieron los niveles alto y bajo de los factores que se evaluaron en el diseño de experimentos (ver
tabla 2.12) y se determinó usar una velocidad de agitación de 100 rpm:
Tabla 2.12. Diseño del experimento, niveles definidos para los factores de análisis
Experimento
Proporción de
hidroxiapatita
(% en peso)
Tiempo de
mezclado
Temperatura
de conformado
1 30 % 6 h 160 °C
2 30 % 6 h 170 °C
3 30 % 9 h 170 °C
4 40 % 9 h 170 °C
5 40 % 9 h 160 °C
6 40 % 6 h 160 °C
7 40 % 6 h 170 °C
8 30 % 9 h 160 °C
2.4.4. Proceso de conformado del material compuesto
Las probetas iniciales obtenidas durante el proceso de conformado presentaron gran cantidad de
burbujas, rebabas y fractura debido a la falta de un adecuado proceso de secado del material previo al
conformado, tal como se muestra en la figura 2.11a, basado en esto se implementó un proceso de
secado y almacenamiento más riguroso como se indica en el apartado 2.3.2.3. La implementación de
esta proceso generó probetas con menor cantidad de rebabas y burbujas y por lo tanto menor riesgo de
54
fractura, como se presenta en la figura 2.11b. Con el fin de minimizar el riesgo de formación de
burbujas y obtener piezas estructuralmente más adecuadas, se implementa un ciclo de procesamiento
que consiste en: Al depositar el material sobre la prensa se evitó hacer presión durante 3 min y
posteriormente se aplicó la presión de manera progresiva durante otros 3 minutos hasta alcanzar los
225 bar, esto con el fin de liberar los restos de cloroformo y humedad del material, con resultados
como los mostrados en la figura 2.11c.
Figura 2.11: Evolución del proceso de conformado de las probetas por moldeo por compresión
2.4.5. Caracterización de los materiales compuestos obtenidos
2.4.5.1. Fracción en peso de las partículas de hidroxiapatita
El análisis realizado muestra concentraciones en peso para la hidroxiapatita menores que las esperadas
del 30% y 40% (porcentajes en peso), estas diferencias pueden verse explicadas en que al hacer la
suspensión de la hidroxiapatita con el cloroformo no se tuvo en cuenta las pérdidas que pudieran
tenerse tanto durante la suspensión como durante el vaciado de ésta en el polímero diluido. En la tabla
2.13 se muestra el porcentaje en peso de hidroxiapatita para cada muestra.
Tabla 2.13. Porcentaje en peso de hidroxiapatita (residuo).
Muestra % en peso de HA
(residuo)
Diferencia (%
en peso)
70/30 6H 28,34±0,23 1,66
70/30 9H 23,57±0,08 6,43
60/40 6H 37,03±2,53 2,97
60/40 9H 25,11±2,07 14,89
Debido a la gran diferencia en el porcentaje en peso de hidroxiapatita de la muestra 60/40-9H respecto
al valor esperado del 40% se decidió repetir esta prueba bajo las mismas condiciones obteniendo los
resultados reportados a continuación.
Tabla 2.14. Porcentaje en peso de hidroxiapatita (residuo), repetición de prueba para muestra 60/40-9H.
Muestra % en peso de HA
(residuo)
Diferencia (%
en peso)
60/40 9H 28,99±3.15 11,01
b) c)
c)
a)
55
Al repetir esta prueba se observa que la situación no cambia, la muestra 60/40 9H corresponde al
material que no fue posible conformar por su alto contenido de humedad, es posible que la causa de
estos hechos sea que durante su fabricación éste se viera expuesto un ambiente muy húmedo que
hiciera que tanto el PLA como la HA absorbieran grandes cantidades de agua con consecuencias como
la aglomeración de la HA ocasionado errores durante el proceso de pesado de las cantidades a
adicionar y/o pérdidas durante su adición al PLA disuelto y la necesidad de mayor tiempo o altas
temperaturas de secado previo al conformado.
A pesar de las diferencias en el porcentaje en peso de hidroxiapatita respecto a lo esperado, todas las
muestras fueron analizadas según lo descrito en la metodología, además a lo largo del trabajo las
muestras seguirán nombrándose por su concentración nominal.
2.4.5.2. Viscosidad inherente del material
En la tabla 2.15 se muestran los valores observados al realizar la medición del tiempo en que tarda en
fluir en el viscosímetro cada muestra, además de los resultados obtenidos para la relación de viscosidad
(viscosidad relativa) y viscosidad inherente.
Tabla 2.15: Resultados obtenidos para las muestras durante análisis de viscosidad inherente
Muestra Tiempo (s) Tiempo
promedio (s)
Relación de
viscosidad (t/ts)
Viscosidad
inherente (dL/g)
Cloroformo 35,13 34,97 34,86 34,99 No aplica No aplica
70/30-6H 41,99 42,01 42,04 42,01 1,20 1,83
70/30-9H 49,6 49,09 48,89 49,19 1,41 3,41
60/40-6H 40,48 40,54 40,49 40,50 1,16 1,47
60/40-9H 43,37 43,63 43,75 43,58 1,25 2,2
Diferente a lo que podía esperarse, los valores más bajos de viscosidad inherente se presentaron en las
muestras que fueron agitadas por 6 horas y al comparar las muestras agitadas durante el mismo tiempo,
la menor viscosidad inherente la presentaron las muestras con 40% de hidroxiapatita. La mayor
viscosidad de las muestras agitadas por 9 horas pudo ser ocasionada por incremento del volumen
hidrodinámico a causa de un enredamiento de las cadenas poliméricas durante la agitación [42]. Por su
parte, la menor viscosidad inherente presentada por las muestras con mayor contenido de hidroxiapatita
pudo tener como causa el que las cadenas poliméricas unidas a la hidroxiapatita por los puentes de
hidrógeno hicieron el rol de lubricante en la solución del material con cloroformo [53].
Se debe tener en cuenta que la viscosidad inherente es un parámetro usado para medir de forma
indirecta el peso molecular de los materiales y que la solución de PLA en un disolvente no proporciona
información directamente relacionada con el procesamiento de polímero fundido [49], es por esta razón
56
que la medición de este parámetro no puede ser usada para relacionarse con los resultados obtenidos
durante el conformado de los materiales.
2.4.5.3. Peso molecular de los materiales
Todas las muestras presentaron distribución uniforme, pero con alta polidispersidad, lo cual indica que
en la muestra hay presencia de cadenas de diferente longitud, desde oligómeros a polímeros de alto
peso molecular, que afectan considerablemente el peso molecular promedio (ver tabla 2.16). Los
cromatogramas obtenidos se encuentran reportados en el anexo 6.2.
Tabla 2.16. Resultados del GPC obtenidos para las muestras
Parámetros determinados PLA 60/40
6H
PLA 60/40
9H
PLA 70/30
6H
PLA 70/30
9H
Volumen de retención - (ml) 7,705 7,947 7,607 7,788
Peso molecular promedio en número
(Mn) - (Dalton) 489.518 462.495 532.413 458.021
Peso molecular promedio en peso
(Mw) - (Dalton) 1.408.000 1.277.000 1.496.000 1.004.000
Pico máximo de peso molecular
(Mp) - (Dalton) 761.990 419.761 1.005.000 613.405
Polidispersidad (Mw/Mn) 2.876 2.761 2.809 2.193
Los cuatro materiales compuestos fabricados variando la composición y temperatura se comportaron
como era de esperarse bajo las pruebas de peso molecular donde las muestras que presentan el menor
valor de éste parámetro son las agitadas por 9 horas, sin embargo aunque todas las muestras presentan
una alta polidispersidad, ésta es menor para las muestras agitadas por 9 horas, posiblemente porque el
mayor tiempo de agitación hace que las cadenas poliméricas más largas se rompan y se homogenice un
poco más su tamaño.
Es de resaltar que el PLA durante su procesamiento para la fabricación de los materiales perdió un gran
porcentaje de su peso molecular promedio, del 46% del peso molecular para las muestras agitadas por
9 horas, al compararse con el inicial de 850.000 Da reportado por el proveedor, esta gran pérdida de
peso molecular puede verse reflejada en las propiedades mecánicas y velocidad de degradación del
material.
Al comparar los resultados obtenidos para las muestras PLA 60/40 6H y PLA 70/30 6H se puede
concluir que además del tiempo de agitación, el contenido del material de refuerzo también tiene un
efecto sobre el peso molecular del material ya que las muestras con una relación PLA/HA 60/40
presentaron una diferencia del 6% respecto del peso molecular promedio de las muestras con una
relación PLA/HA 70/30.
57
2.4.5.4. Dispersión del cerámico en la matriz de PLA
Las imágenes mostradas en la figura 2.12 corresponden a las vistas a 500 aumentos de la superficie y la
sección transversal de las 4 muestras de los materiales compuestos obtenidos. La imágenes muestran
cómo se alcanzó un mejor estado de dispersión de las micropartículas de hidroxiapatita en las muestras
agitadas por 9 horas, sin embargo a pesar de su menor contenido de hidroxiapatita, la muestra 70/30
6H presenta un menor nivel de dispersión que las demás muestras, especialmente en la vista
superficial, la cual exhibe pequeños aglomerados de hidroxiapatita que pudieron formarse al
evaporarse los restos de cloroformo y de humedad durante el aireado, donde las burbujas al tratar de
salir a la superficie posiblemente arrastraron partículas de hidroxiapatita, es de gran importancia
determinar esta situación en que grado puede afectar las propiedades mecánicas del material.
Muestra Vista superficial Vista transversal
Muestra
60/40 6H
Muestra
60/40 9H
Muestra
70/30 6H
58
Muestra
70/30 9H
Figura 2.11. Imágenes SEM de las muestras analizadas a nivel superficial y en su sección transversal
Dada la deficiente dispersión de la hidroxiapatita en la muestra 70/30 6H, se decidió repetir esta mezcla
con el fin de determinar si el utilizar la técnica de sonicación para la preparación de la hidroxiapatita
antes de ser integrada al polímero tiene un efecto positivo en la dispersión de las partículas lograda.
El polímero fue disuelto de igual manera a como se describe en el apartado 2.3.2.2 pero en este caso,
antes de incorporar la hidroxiapatita esta fue previamente sonicada buscando la desaglomeración de las
partículas con el fin de lograr una buena dispersión de ésta en la matriz polimérica. A la hidroxiapatita
se le adicionó el 30% w/v de cloroformo se utilizó un sonicador de sonda Branson Digital Sonifier, la
sonicación se realizó por pulsos durante 10 minutos con una amplitud de onda del 70%. En la figura
2.12 se observan los equipos usados en el proceso para la dispersión de la hidroxiapatita.
Figura 2.12: Cámara acústica y sonicador
59
Una vez la hidroxiapatita fue sonicada se incorporó al polímero disuelto, se continuó agitando hasta
completar las 6 horas definidas en el experimento. Se siguió el mismo proceso de vaciado y aireado del
material, las láminas de este fueron analizadas por SEM a 500 aumentos y comparadas con las
obtenidas para las muestras sin sonicar. Para efectos del análisis las muestras sonicadas serán llamadas
70/30 6H S.
Muestra Vista superficial Vista transversal
70/30 6H S
Figura 2.13: Imágenes SEM de las muestras 70/30 6H S analizadas a nivel superficial y en su sección transversal
El material compuesto obtenido después de sonicar la hidroxiapatita efectivamente presenta una mejor
dispersión de esta a nivel superficial (ver figura 2.14), sin embargo en su sección transversal se
observan irregularidades causadas posiblemente por la presencia de aglomerados de hidroxiapatita y/o
debidas al efecto del corte del material el cual no pudo realizarse de una manera limpia debido a la
resistencia que el este opuso al corte. Es necesario realizar pruebas mecánicas a este material para
verificar si la técnica usada efectivamente la dispersión del material de relleno y por tanto su
comportamiento mecánico.
2.5. Aspectos a destacar de este capítulo
Mediante las técnicas de caracterización utilizadas, tanto para el PLA como para la hidroxiapatita, fue
posible corroborar la información entregada por los proveedores y conocer características específicas
de ambos materiales.
Se destaca la importancia de hacer el análisis preliminar de los materiales de partida, más
específicamente para el PLA dada su alta sensibilidad a la manipulación, con el objetivo de establecer
los parámetros de procesamiento durante la fabricación del compuesto buscando la menor degradación
posible del polímero y una adecuada distribución de la fase de refuerzo. En este caso se identificaron
las temperaturas de trabajo seguras y el efecto de la velocidad de agitación en la fabricación de los
materiales compuestos y su conformado.
60
El proceso de conformado de los materiales compuestos fabricados por el método de compresión
resultó un gran reto al buscar obtener una integridad y calidad de las probetas fabricadas de manera que
su posterior desempeño mecánico y velocidad de degradación hagan de estos materiales aptos para la
fabricación de material de osteosíntesis. Fue necesario realizar múltiples iteraciones en cuanto al
secado previo del material, la rampa de aplicación de la presión, tiempo de residencia, temperatura de
enfriamiento de los moldes posterior al conformado y técnicas para facilitar el desmolde las pieza,
A excepción de la muestra 60/40-9H, todas las demás muestras presentaron una fracción en peso de
HA muy cercano al valor nominal esperado del 30% y 40%, por su parte la muestra 60/40-9H presentó
una gran diferencia, del 14,89%, respecto al valor esperado, incluso después de repetir la prueba, donde
la diferencia fue del 11,01%.
Respecto a las pruebas de viscosidad inherente realizadas, identificamos que de la manera en que se
midió este parámetro, el resultado obtenido no es adecuado para evaluar el efecto del procesamiento
sobre el PLA debido al efecto de la HA sobre la viscosidad, como si lo es para analizar el efecto del
procesamiento y de la adición del material de refuerzo sobre el comportamiento reológico de los
materiales compuestos obtenidos. Para el caso de evaluar el efecto del procesamiento sobre el PLA,
sería necesario realizar un filtrado previo de la muestra disuelta con el objetivo de eliminar las
partículas de HA dispersas, tal y como lo reportan Shikinami et al[2].
El tipo de técnica de procesamiento realizado para fabricar los materiales compuestos tiene un efecto
negativo sobre la integridad del PLA pues se presentaron grandes pérdidas en el peso molecular, de
hasta el 46% respecto al peso molecular inicial. Es muy importante tener en cuenta este hecho en el
posterior análisis de los resultados de las pruebas de degradación in vitro de los materiales.
Se encontró el uso de un sonicador como herramienta útil para lograr una mejor dispersión de la
hidroxiapatita en la matriz polimérica, se debe verificar el efecto que tiene el uso de ésta técnica sobre
las propiedades mecánicas de los materiales compuestos.
2.6. Referencias
[1] Y. Shikinami and M. Okuno, “Bioresorbable devices made of forged composites of
hydroxyapatite (HA) particles and poly-L-lactide (PLLA): Part I. Basic characteristics,”
Biomaterials, vol. 20, p. 859, 1999.
[2] Y. Shikinami and M. Okuno, “Bioresorbable devices made of forged composites of
hydroxyapatite (HA) particles and poly L-lactide (PLLA). Part II: practical properties of
miniscrews and miniplates.,” Biomaterials, vol. 22, no. 23, pp. 3197–3211, 2001.
[3] M. Hayashi, H. Muramatsu, M. Sato, Y. Tomizuka, M. Inoue, and S. Yoshimoto, “Surgical
treatment of facial fracture by using unsintered hydroxyapatite particles/poly l-lactide
composite device (OSTEOTRANS MX®): A clinical study on 17 cases.,” J. Craniomaxillofac.
Surg., 2013.
[4] J. Russias, E. Saiz, R. K. Nalla, K. Gryn, R. O. Ritchie, and A. P. Tomsia, “Fabrication and
mechanical properties of PLA/HA composites: A study of in vitro degradation.,” Mater. Sci.
Eng. C, vol. 26, no. 8, pp. 1289–1295, Sep. 2006.
61
[5] R. Ravarian, F. Moztarzadeh, M. S. Hashjin, S. M. Rabiee, P. Khoshakhlagh, and M. Tahriri,
“Synthesis, characterization and bioactivity investigation of bioglass/hydroxyapatite
composite,” Ceram. Int., vol. 36, no. 1, pp. 291–297, Jan. 2010.
[6] S. Arce, C. Valencia, and D. Garzón, “Obtención de un biocompuesto constituido por fosfato
tricálcico y quitosana para ser usado como sustituto óseo en un modelo animal,” Rev. Cuba.
Investig. Biomédicas, vol. 31, no. 2, pp. 268–277, 2012.
[7] W. J. Ciccone, C. Motz, C. Bentley, and J. P. Tasto, “Bioabsorbable implants in orthopaedics:
new developments and clinical applications.,” J. Am. Acad. Orthop. Surg., vol. 9, no. 5, pp.
280–8, Jan. 1999.
[8] A. Cristóbal González, “Síntesis de fosfato tricálcico alfa (alfa-TCP) sustituido con silicio, para
aplicaciones biomédicas.” Universitat Politècnica de Catalunya, 11-Oct-2005.
[9] N. L. I. Dragan P. Uskoković, Calcium phosphate Ceramics - Bioresorbable Polymer
Composite Biomaterials: from synthesis to applications : (1999-2007). Institute of Technical
Sciences of the Serbian Academy of Sciences and Arts, 2007.
[10] Z. Hong, P. Zhang, C. He, X. Qiu, A. Liu, L. Chen, X. Chen, and X. Jing, “Nano-composite of
poly(L-lactide) and surface grafted hydroxyapatite: mechanical properties and
biocompatibility.,” Biomaterials, vol. 26, no. 32, pp. 6296–6304, 2005.
[11] “An Introduction to bioceramics,” Florida world Sci. Publ. Co. Pte. Ltd, 1993.
[12] U. Meyer, T. Meyer, J. Handschel, and H. P. Wiesmann, Fundamentals of Tissue Engineering
and Regenerative Medicine. Springer, 2009.
[13] R. M. Felfel, I. Ahmed, A. J. Parsons, and C. D. Rudd, “Bioresorbable screws reinforced with
phosphate glass fibre: manufacturing and mechanical property characterisation.,” J. Mech.
Behav. Biomed. Mater., vol. 17, pp. 76–88, 2013.
[14] S. Yang, Z.-H. Wu, W. Yang, and M.-B. Yang, “Thermal and mechanical properties of
chemical crosslinked polylactide (PLA),” Polym. Test., vol. 27, no. 8, pp. 957–963, 2008.
[15] A. R. Boccaccini, M. Erol, W. J. Stark, D. Mohn, Z. Hong, and J. F. Mano, “Polymer/bioactive
glass nanocomposites for biomedical applications: A review,” Compos. Sci. Technol., vol. 70,
no. 13, pp. 1764–1776, 2010.
[16] L. F. Charles, E. R. Kramer, M. T. Shaw, J. R. Olson, and M. Wei, “Self-reinforced composites
of hydroxyapatite-coated PLLA fibers: fabrication and mechanical characterization.,” J. Mech.
Behav. Biomed. Mater., vol. 17, pp. 269–277, 2013.
[17] S. Kelly, “Fabrication of polymer composites as potential bone replacement materials,”
University of Glasgow, 2012.
[18] C.-C. Chen, H.-T. Hu, W.-C. Ko, C.-C. Chen, J.-W. Lin, S.-Y. Lee, and J.-C. Yang, “Effects of
in Vivo Bone Fracture Fixation on the physico-mechanical Properties of poly-5D/95L-lactide
Bone Plates,” J. Dent. Sci., vol. 1, no. 4, pp. 176–186, Dec. 2006.
[19] Biodegradable Composites. 1985.
[20] C. Montse and F. Harris, “Development and Characterisation of Completely Degradable
Composite Tissue Engineering Scaffolds,” Universitat Politècnica de Catalunya, 2007.
[21] M. Navarro Toro, “Desarrollo y caracterización de materiales biodegradables para regeneración
ósea.” Universitat Politècnica de Catalunya, 15-Mar-2006.
[22] P. Ducheyne and Q. Qiu, “Bioactive ceramics: the effect of surface reactivity on bone formation
and bone cell function.,” Biomaterials, vol. 20, no. 23–24, pp. 2287–303, Dec. 1999.
[23] M. B. Conz, J. M. Granjeiro, and G. de A. Soares, “Hydroxyapatite crystallinity does not affect
62
the repair of critical size bone defects.,” J. Appl. Oral Sci., vol. 19, no. 4, pp. 337–42, Aug.
2011.
[24] L. Mathieu, P. Bourban, and J. Manson, “Processing of homogeneous ceramic/polymer blends
for bioresorbable composites,” Compos. Sci. Technol., vol. 66, no. 11–12, pp. 1606–1614,
2006.
[25] H. Zhou, J. G. Lawrence, and S. B. Bhaduri, “Fabrication aspects of PLA-CaP/PLGA-CaP
composites for orthopedic applications: a review.,” Acta Biomater., vol. 8, no. 6, pp. 1999–
2016, 2012.
[26] D. G. Baird and D. I. Collias, Polymer Processing: Principles and Design. Wiley, 2014.
[27] E. Cybulski, Plastic Conversion Processes: A Concise and Applied Guide. CRC Press, 2009.
[28] R. von Oepen and W. Michaeli, “Injection moulding of biodegradable implants,” Clin. Mater.,
vol. 10, no. 1–2, pp. 21–28, Jan. 1992.
[29] V. O. R. Michaeli W, “Processing of degradable polymers.,” ANTEC, p. 796}804, 1994.
[30] J. C. Middleton and A. J. Tipton, “Synthetic biodegradable polymers as orthopedic devices.,”
Biomaterials, vol. 21, no. 23, pp. 2335–2346, 2000.
[31] N. C. Bleach, S. N. Nazhat, K. E. Tanner, M. Kellomäki, and P. Törmälä, “Effect of filler
content on mechanical and dynamic mechanical properties of particulate biphasic calcium
phosphate—polylactide composites,” Biomaterials, vol. 23, no. 7, pp. 1579–1585, Apr. 2002.
[32] Y. Yang, J. Zhao, Y. Zhao, L. Wen, X. Yuan, and Y. Fan, “Formation of porous PLGA
scaffolds by a combining method of thermally induced phase separation and porogen leaching,”
J. Appl. Polym. Sci., vol. 109, no. 2, pp. 1232–1241, Jul. 2008.
[33] M. Supová, “Problem of hydroxyapatite dispersion in polymer matrices: a review.,” J. Mater.
Sci. Mater. Med., vol. 20, no. 6, pp. 1201–13, Jun. 2009.
[34] V. H. Sangeetha, H. Deka, T. O. Varghese, and S. K. Nayak, “State of the art and future
prospectives of poly(lactic acid) based blends and composites,” Polym. Compos., p. n/a–n/a,
Jan. 2016.
[35] R. Zhu, H. Liu, and J. Zhang, “Compatibilizing Effects of Maleated Poly(lactic acid) (PLA) on
Properties of PLA/Soy Protein Composites,” Ind. Eng. Chem. Res., vol. 51, no. 22, pp. 7786–
7792, Jun. 2012.
[36] A. Rothen-Weinhold, K. Besseghir, E. Vuaridel, E. Sublet, N. Oudry, F. Kubel, and R. Gurny,
“Injection-molding versus extrusion as manufacturing technique for the preparation of
biodegradable implants,” Eur. J. Pharm. Biopharm., vol. 48, no. 2, pp. 113–121, Sep. 1999.
[37] A. Rubio-López, A. Olmedo, A. Díaz-Álvarez, and C. Santiuste, “Manufacture of compression
moulded PLA based biocomposites: A parametric study,” Compos. Struct., vol. 131, pp. 995–
1000, Nov. 2015.
[38] Pirhonen, “Bioactive Glass Fiber/Polylactide Composite.,” Symp Ceram. Med., 2001.
[39] D. Xu, S. Schmauder, and E. Soppa, “Influence of geometry factors on the mechanical behavior
of particle- and fiber-reinforced composites,” Comput. Mater. Sci., vol. 15, no. 3, pp. 295–301,
Aug. 1999.
[40] S. Gay, S. Arostegui, and J. Lemaitre, “Preparation and characterization of dense
nanohydroxyapatite/PLLA composites,” Mater. Sci. Eng. C, vol. 29, no. 1, pp. 172–177, Jan.
2009.
[41] D. Garlotta, “A Literature Review of Poly(Lactic Acid),” J. Polym. Environ., vol. 9, no. 2,
2001.
63
[42] J. Hughes, “The effects of solvent mixture on the thermal and mechanical properties of solvent
cast poly-lactic acid (PLA) film,” All Theses. 2011.
[43] G. Zhu, F. Wang, Q. Gao, and Y. Liu, “Physicochemical Properties of Poly(lactic acid-co-
glycolic acid) Film Modified via Blending with Poly(butyl acrylate-co-methyl methacrylate),”
Polímeros Ciência e Tecnol., vol. 23, no. 5, pp. 619–623, Feb. 2013.
[44] “Effects of Methanol on Stereocomplexation of Solvent-Cast Poly (lactic acid),” SEISAN
KENKYU, p. 353, Dec. 2006.
[45] F. Carrasco, P. Pagès, J. Gámez-Pérez, O. O. Santana, and M. L. Maspoch, “Processing of
poly(lactic acid): Characterization of chemical structure, thermal stability and mechanical
properties,” Polym. Degrad. Stab., vol. 95, no. 2, pp. 116–125, Feb. 2010.
[46] Y. Xu, M. You, and J. Qu, “Melt rheology of poly (lactic acid) plasticized by epoxidized
soybean oil,” Wuhan Univ. J. Nat. Sci., vol. 14, no. 4, pp. 349–354, Jul. 2009.
[47] G. F. Brito, P. Agrawal, E. M. Araújo, and T. J. A. de Mélo, “Polylactide/Biopolyethylene
bioblends,” Polímeros, vol. 22, no. 5, pp. 427–429, 2012.
[48] Purac biomaterials, “Inherent viscosoty and molecular weigth correlatios.”
[49] L.-T. Lim, R. Auras, and M. Rubino, “Processing technologies for poly(lactic acid),” Prog.
Polym. Sci., vol. 33, no. 8, pp. 820–852, Aug. 2008.
[50] G. S. Ciambelli, M. O. Perez, G. V. Siqueira, M. A. Candella, A. C. Motta, M. A. T. Duarte, M.
do C. Alberto-Rincon, and E. A. de R. Duek, “Characterization of poly (L-co-D,L Lactic Acid)
and a study of polymer-tissue interaction in subcutaneous implants in wistar rats,” Mater. Res.,
vol. 16, no. 1, pp. 28–37, Feb. 2013.
[51] J. Vlachopoulos and D. Strutt, “Polymer processing,” Mater. Sci. Technol., vol. 19, no. 9, pp.
1161–1169, Sep. 2003.
[52] Isayev, Injection and Compression Molding Fundamentals. CRC Press, 1987.
[53] X. Xu, X. Chen, A. Liu, Z. Hong, and X. Jing, “Electrospun poly(l-lactide)-grafted
hydroxyapatite/poly(l-lactide) nanocomposite fibers,” Eur. Polym. J., vol. 43, no. 8, pp. 3187–
3196, Aug. 2007.
[54] Lee, Y. J.; Stephens, P. W.; Tang, Y.; Li, W.; Phillips, B. L.; Parise, J. B.; Reeder, R. J. Arsenate
substitution in hydroxylapatite: Structural characterization of the Ca5(PxAs1-xO4)3OH solid
solution Sample: As0 Locality: synthetic American Mineralogist, 2009, 94, 666-675
64
3. CAPÍTULO: ESTUDIO DE LA DEGRADACIÓN IN
VITRO DE LOS MATERIALES COMPUESTOS
OBTENIDOS.
3.1. INTRODUCCIÓN
A partir de los resultados mostrados en el capítulo anterior, se puede afirmar que existen un gran
número de variables a considerar en la elaboración del material compuesto, y que no solo afectan a los
materiales de partida, sino que dependiendo de la técnica y de los parámetros de procesamiento, se
verán cambios en las propiedades fisicomecánicas y morfológicas finales que afectaran el
comportamiento y desempeño biológico y degradativo in vitro e in vivo de las piezas. Por esta razón es
importante evaluar las características físicas y reológicas de los materiales compuestos fabricados, con
el objeto de establecer aquellas variables que favorezcan el efecto buscado.
El mecanismo de degradación del ácido poliláctico [1] ,[2], [3], así como el de la bioactividad de la
hidroxiapatita [4], [5] han sido ampliamente estudiados ya que estas propiedades los hacen ideales para
aplicaciones ortopédicas donde no se desea un implante permanente y se requiere favorecer la
regeneración de los tejidos, sin embargo, en este caso en particular y respaldados en que la función
principal de los materiales fabricados es la de actuar como un sustituto y soporte temporal de los
tejidos óseos dañados, siendo éstos reemplazados de forma gradual por el tejido neoformado, es clave
estudiar el efecto de la presencia de las partículas de refuerzo dentro de la matriz polimérica, las cuales
podrían entre otras modificar tanto el mecanismo de degradación del polímero como el de la
bioactividad de la hidroxiapatita. Así mismo es importante también conocer los cambios morfológicos
y mecánicos de los nuevos materiales y su potencial bioactividad. En el presente capítulo se abordarán
estos fenómenos y su efecto en las propiedades mecánicas y morfológicas de las probetas obtenidas.
3.1.1. Degradación hidrolítica de los polímeros bioabsorbibles semicristalinos
Una vez los polímeros bioabsorbibles entran en contacto con los tejidos biológicos se comienzan a
degradar gradualmente hasta ser completamente absorbidos y metabolizados por el cuerpo, el principal
mecanismo de degradación de estos polímeros es la degradación hidrolítica debido a su estructura
química que se caracteriza por tener enlaces de carbono-oxígeno-carbono (C-O-C) que reaccionan
químicamente con el agua haciendo que el enlace se rompa [6].
La degradación hidrolítica ocurre en dos fases, la primera sucede cuando las moléculas de agua
penetran la región amorfa del polímero, esto causa la escisión hidrolítica de los enlaces éster lo cual
reduce la longitud de las cadenas poliméricas y como consecuencia se disminuye el peso molecular. La
65
segunda fase se da en la región cristalina del polímero, a diferencia de la primera fase, en ésta se da una
disminución de las propiedades físicas del material, al finalizar la hidrólisis los fragmentos del
polímero que quedan en los tejidos son enzimáticamente metabolizados hasta desaparecer
completamente [7].
La velocidad de la degradación de los polímeros bioabsorbibles está determinada por múltiples
variables, las condiciones biológicas tienen gran influencia sobre la velocidad de degradación de los
polímeros implantados, en tejidos muy inflamados la gran actividad química y biológica acelera el
proceso de degradación. Las propiedades químicas, físicas y morfológicas también determinan la
velocidad de degradación, el mecanismo de degradación hace que los polímeros amorfos se degraden
más rápido de los polímeros semicristalinos [2], igualmente ocurre con la temperatura de transición
vítrea (Tg), los polímeros con una alta Tg se degradan más lentamente que los que tienen una baja Tg
[8]. La adición de una fase inorgánica a la matriz polimérica es otra variable que hace mucho más
complejo el mecanismo de degradación de éstos materiales, algunos estudios reportan cambios
dramáticos durante la degradación asociados a la incorporación de pequeñas cantidades de fosfatos de
calcio [9]. La figura 3.1 esquematiza el mecanismo de degradación del PLA, tanto para el polímero
PLLA como para el copolímero PLDLA durante su implantación in vivo.
Figura 3.1. Esquema de la degradación del PLA in vivo. A. Degradación in vivo del PLLA, B. Degradación in vivo del
PLDLA. [10].
66
3.1.2. Bioactividad
Este concepto fue descubierto en 1969 y se definió un material bioactivo como el que desencadena una
respuesta biológica específica en su interfaz con el tejido lo que resulta en una unión entre el tejido y el
material [11].
Antes de cualquier ensayo in vivo, los biomateriales deben ser estudiados en condiciones in vitro,
teniendo en cuenta consideraciones éticas y económicas al reducir el número de animales necesarios
para realizar los ensayos in vivo. Para el caso de la bioactividad, con los ensayos in vitro se obtiene
información del biomaterial a partir de los cambios en peso, de la morfología de su superficie, así como
de la solución de inmersión tales como los cambios en el pH y en la concentración de iones [12].
Los materiales bioacivos tienen la capacidad de crear un ambiente favorable para la osteogénesis con
una interfaz de mineralización, apatita similar a la de los tejidos óseos, que desarrolla una unión natural
entre el material y el hueso [13], esta situación puede ser reproducible in vitro poniendo el material a
evaluar en presencia de un fluido fisiológico simulado (SBF), la bioactividad se puede predecir
examinando la formación en la superficie de la apatita, se puede decir entonces, que si un material es
capaz de formar apatita en su superficie al ser sumergido en SBF, podrá crear enlaces directos con el
hueso a través de esta capa de apatita [14]. Existen varios tipos de fosfatos de calcio asociados a la
formación de la hidroxiapatita, los primeros cristales de apatita que se forman en el esmalte, dentina y
tejido óseo, tienen una estructura bastante similar, hecho que justifica la hipótesis de un precursor
común, estos cristales tienen una composición muy parecida a la del fosfato octocálcico, los fosfatos
tricálcicos y octocálcicos son muy utilizados para recubrir implantes con el fin de hacerlos bioactivos,
sin embargo, la hidroxiapatita es el principal compuesto mineral del hueso humano, del esmalte dental
y la dentina [14]. Existen varios tipos de fosfatos de calcio asociados a la formación de la
hidroxiapatita, los cuales se describen en la tabla 3.1.
Tabla 3.1. Relación Ca/P de los fosfatos de calcio existentes y del hueso [10][11]
Material Relación Ca/P
Fosfato Monocálcico 0,5
Fosfato dicálcico 1
Fosfato dicálcico dihidratado 1
Fosfato octocálcico 1,33
Fosfato tricálcico 1,5
Hidroxiapatita 1,67
Hidroxiapatita deficiente en calcio 1,5
Fosfato tetracálcico 2
Hueso humano 1,57-1,62
67
En la interfaz entre el tejido y el material bioactivo se dan diferentes mecanismos de reacción y el nivel
de bioactividad de un material se define como la velocidad a la cual se desarrolla la interfaz de unión
con el tejido el cual se calcula como el tiempo en el cual más del 50% del material o implante se ha
unido al hueso [15], el nivel de bioactividad difiere en gran medida entre los diferentes materiales
bioactivos y este está asociado con los diferentes factores bioquímicos que ocurren en la interface con
el tejido, es por esta razón que los materiales bioactivos se clasifican en dos tipos, osteoinductivos y
osteoconductivos [5].
Los materiales osteoinductivos son los que proporcionan una superficie que favorece la migración de
células madre y su posterior diferenciación en células óseas, se regenera el tejido óseo y se da un
contacto directo con el tejido, por su parte los materiales osteoconductivos son aquellos que gracias a
su matriz o estructura física proporcionan un sitio adecuado para la deposición de nuevo tejido óseo
[16]. La mayoría de los materiales bioactivos pertenecen a los osteoconductivos como lo es la
hidroxiapatita, los materiales osteoinductivos son muy pocos, un ejemplo de estos son los vidrios
bioactivos que tienen tanto comportamiento osteoinductivo como osteoconductivo.
3.2. Materiales
Los materiales utilizados para el estudio de la degradación in vitro son todos los fabricados y
conformados tal y como se describe en el capítulo dos, a excepción de los materiales fabricados en la
proporción 60/40 agitados durante 9 horas, con los cuales no fue posible realizar el proceso de
conformado.
A continuación, en la tabla 3.2, se describen los materiales que fueron considerados para evaluación.
Tabla 3.2. Materiales a usar en este capítulo
Experimento Material
Relación
PLA/HA (% en
peso)
Tiempo de
agitación (h)
Temperatura de
conformado (ºC)
1 70/30 6H 160° 70/30 6 160°
2 70/30 9H 170° 70/30 9 170°
3 70/30 9H 160° 70/30 9 160°
6 60/40 6H 160° 60/40 6 160°
7 60/40 6H 170° 60/40 6 170°
8 70/30 6H 170° 70/30 6 170°
3.3. Métodos
Se simularon las condiciones fisiológicas a las cuales estarían sometidos los materiales en los tejidos
por un periodo de 8 semanas durante las cuales probetas de los materiales fabricados fueron
sumergidas en una solución que simula el plasma humano desarrollado por Kokubo et al. [17], fluido
68
fisiológico simulado (SBF), con la composición descrita en la tabla 3.3, a una temperatura de 37 °C, se
realizó monitoreo periódico del pH de la solución con el fin de mantenerlo en 7. Las probetas fueron
sumergidas en recipientes por separado de acuerdo con los parámetros de procesamiento, el proceso de
incubación fue llevado a cabo en HEIDOLPH, con agitación orbital a 187 rpm controlada por el
sistema UNIMAX 1010. Muestras del fluido fisiológico fueron analizadas 72 h después de sumergidas
las probetas con el fin de determinar calcio y los metales disueltos provenientes de las probetas.
Tabla 3.3. Composición del plasma humano vs. El fluido fisiológico simulado (SBF) [18]
Ion Plasma
Humano (mM) SBF (mM)
Na+ 142,0 142,0
K+ 5,0 5,0
Mg2 1,5 1,5
Ca2+ 2,5 2,5
Cl- 103,0 147,8
HCO3- 27,0 4,2
HPO42- 1,0 1,0
SO4- 0,5 0,5
Después de 1, 3 y 8 semanas de inmersión se retiraron muestras de la solución, se lavaron con agua
desionizada, se pesaron, se secaron a 55 ºC por 4 h, según recomendación del proveedor del PLA, y
luego se analizaron cambios morfológicos, absorción de agua y propiedades mecánicas. La figura 3.2
ilustra el equipo y montaje utilizado para realizar la incubación de las probetas.
Figura 3.2. Montaje de las pruebas de degradación in vitro
3.3.1. Determinación de la liberación de iones al medio
Este análisis permite evaluar el potencial de bioactividad del material, ya que la cantidad de iones
liberados al medio junto con los iones que ya se encuentran presentes posteriormente se precipitan
69
sobre el material formando una nueva capa de iones que posteriormente sirve de interfaz de
mineralización para desarrollar una unión natural entre el material y el hueso tal y como se describe en
la figura 3.3.
Figura 3.3. Mecanismo de bioactividad
Pasadas 72 h de inmersión de las probetas en cada uno de los recipientes con el fluidos fisiológico se
tomaron 10ml de la solución de cada uno, las muestras tomadas fueron nombradas de la misma manera
que se nombraron las probetas con el fin de evitar confusiones.
Las muestras del fluido fueron analizadas por espectroscopia de absorción atómica y espectroscopia de
emisión plasma bajo los estándares 3030B y 3120A para el análisis de calcio y metales disueltos.
3.3.2. Estudio de los cambios morfológicos superficiales de los materiales
La evolución de la superficie de las probetas de los materiales fabricados, posterior a la inmersión en el
fluido fisiológico simulado, fue evaluada por medio de microscopía electrónica de barrido (SEM),
después de 1, 3 y 8 semanas de inmersión se retiraron muestras y se observaron a 500 y 1000
aumentos, además de la observación de la superficie de los materiales, se efectuó el análisis químico
elemental de la misma mediante Espectroscopia de Energía Dispersiva de Rayos X (EDS).
La caracterización superficial de los materiales compuestos se complementó mediante el análisis de
difracción de rayos x (DRX) con el fin de determinar posibles cambios en el material comparando las
fases de hidroxiapatita y la cristalinidad del material antes y después de la inmersión en SBF por 8
semanas.
Las muestras fueron caracterizadas utilizando un equipo de difracción de rayos X marca Rigaku,
utilizando un ánodo de cobre; el barrido angular (2θ) fue desde 7 °C a 60 °C, a una velocidad de 0,05
°C/paso. Luego de obtenidos los resultados, las fases existentes en las muestras se identificaron
utilizando el Software “X’pert HighScore”, el cual utiliza espectros de patrones adscritos a la base de
datos PDF y COD. En análisis de DRX se realizó para la muestra 70/30 9 horas 170°C antes y después
de la inmersión en SBF.
70
Para el análisis de cristalinidad de las muestras se siguió el procedimiento establecido para este proceso
por los creadores de “X’pert HighScore”, y como patrón comparativo una muestra que posee el 50% de
cristalinidad que provee el software.
3.3.3. Evaluación de las propiedades mecánicas
Las propiedades mecánicas de los materiales compuestos obtenidos fueron comparadas antes y después
de su inmersión en el fluido fisiológico simulado, las pruebas mecánicas llevadas a cabo fueron la de
tracción según la norma ASTM D638 − 10 Standard Test Method for Tensile Properties of Plastics, la
de flexion según la norma ASTM D790 – 10 Standard Test Methods for Flexural Properties of
Unreinforced and Reinforced Plastics and Electrical Insulating Materials y la de dureza shore según la
norma ASTM D2240-15 Standard Test Method for Rubber Property—Durometer Hardness. Para cada
período de tiempo se ensayaron 3 muestras de cada material. La figura 3.4 muestra el equipo y los
montajes utilizados para los ensayos de tracción y flexion.
Figura 3.4. Pruebas mecánicas de tracción y flexión según las normas ASTM D638-10 y ASTM D790 respectivamente
Se compararon los resultados obtenidos con análisis previos reportados por Y. Shikinami y M. Okuno
[19] para materiales compuestos de PLA/HA en las mismas proporciones que las usadas en el presente
trabajo pero conformados por un método de forjado.
3.3.4. Evaluación de la pérdida de peso y absorción de agua de las probetas.
Se comparó el peso de las probetas antes de la inmersión en el fluido fisiológico simulado, después de
su extracción del fluido y después de ser secadas en mufla durante 3 horas a 55ºC, de esta manera se
71
determinó la degradación por pérdida de peso y la relación de absorción de agua respecto al tiempo de
inmersión y al material analizado.
3.4. Resultados
3.4.1. Liberación de iones al medio
En la medición de los iones en el fluido fisiológico simulado previa la inmersión de las probetas se
encontró que el contenido de calcio era de 19,17 mg Ca/L, este valor se comparó con el presentado por
el fluido después de la inmersión de las probetas de los diferentes materiales por 72 horas, los
resultados se describen en la tabla 3.4.
Tabla 3.4. Liberación de iones de Calcio al fluido fisiológico simulado
Muestra mg Ca/L
% aumento iones de calcio
liberados respecto al valor
inicial
60/40 6H 170° 78,983 75,7%
60/40 6H 160° 78,964 75,7%
70/30 6H 170° 67,537 61,2%
70/30 6H 160° 87,294 86,3%
70/30 9H 170° 64,988 58,0%
70/30 9H 160° 48,278 36,9%
Como es de esperarse, las muestras que mayor cantidad de iones de calcio liberaron al medio fueron las
que en su composición tienen un mayor porcentaje de hidroxiapatita a excepción de la muestra del
experimento 1, 70/30-6H 160°, la cual es la misma muestra de material que presentó la acumulación de
hidroxiapatita en su superficie analizada en el apartado 2.4.5.4. Esta información permite predecir que
los materiales que mayor disolución de iones calcio presentaron durante las 72 primeras horas tras la
inmersión son los que presentarán una mayor cantidad de precipitados sobre su superficie formando la
capa bioactiva, fenómeno que puede explicarse por el hecho que la adición de un sólido en el SBF, en
este caso el compuesto con contenido de HA la cual al solubilizase provoca un cambio local en la
sobresaturación del fluido y en su pH y este a su vez una disminución de la solubilidad de la HA,
acelerándose de esta manera la nucleación de la apatita en la superficie del material sumergido, efecto
que es potenciado por la liberación de iones de calcio desde la HA [20].
3.4.2. Cambios morfológicos superficiales de los materiales
3.4.2.1. Análisis por microscopía electrónica de barrido
72
Este análisis mostró interesantes cambios en la morfología de la superficie de los materiales
compuestos durante el período de degradación en SBF. La evolución de la superficie del material se
puede observar en las figuras 3.5-3.7.
Posterior a la primera semana de inmersión de los materiales en el SBF se observó sobre la superficie
de los materiales pequeñas protuberancias debido a la formación de cristales los cuales se pueden
atribuir a un inicio de la reacción de la superficie del material con la solución, se destaca la muestra del
experimento 8, 70/30 6H 170°C la cual es la que presenta la mayor cantidad de precipitados en los
valles que parecen ser debidos a la degradación del material. En las muestras de los experimentos 2 y
3, 70/30 9H 170°C y 70/30 9H 160°C respectivamente, se observan superficies muy uniformes y poco
afectadas por la degradación.
Al observar estas imágenes no se encuentra una relación directa entre la cantidad de iones liberados al
medio reportados en el apartado 3.4.1. con la cantidad de precipitados formados en la superficie de los
materiales, lo que sugiere que, al menos durante la primera semana de inmersión, la formación de
precipitados se da en mayor proporción debido a la disolución de la hidroxiapatita presente en el
material que por la precipitación del fluido.
60/40 6H 160°C
60/40 6H 170°C
70/30 6H 160°C
70/30 6H 170°C
73
70/30 9H 160°C
70/30 9H 170°C
Figura 3.5. Superficie de los materiales después de 1 semana de inmersión en el fluido fisiológico simulado
Después de 3 semanas de inmersión, todas las muestras de los materiales presentan una mayor cantidad
de precipitados los cuales mostraron una estructura de forma globular cubiertos de pequeños cristales,
en esta ocasión la muestra que presenta mayores signos de degradación es la muestra del experimento
1, 70/30 6H 160°C, al igual que en las superficies vistas tras una semana de inmersión, tras tres
semanas de inmersión los materiales que mejor se conservan de la degradación son los de los
experimentos 2 y 3, 70/30 9H 170°C y 70/30 9H 160°C respectivamente.
60/40 6H 160°C
60/40 6H 170°C
70/30 6H 160°C
70/30 6H 170°C
74
70/30 9H 160°C
70/30 9H 170°C
Figura 3.6. Superficie de los materiales después de 3 semanas de inmersión en el fluido fisiológico simulado
Pasadas 8 semanas de inmersión la estructura globular de los precipitados pasa a ser una estructura
organizada que parece seguir un patrón similar a caminos interconectados, las muestras de los
experimentos 2 y 3, 70/30 9H 170°C y 70/30 9H 160°C respectivamente, siguen siendo las que mejor
conservan la integridad superficial aunque ya se notan los primeros signos de degradación, en este caso
es la muestra del experimento 7, 60/40 6H 170°C, es la que mayores signos de degradación superficial
presenta.
60/40 6H 160°C
60/40 6H 170°C
70/30 6H 160°C
70/30 6H 170°C
75
70/30 9H 160°C
70/30 9H 170°C
Figura 3.7. Superficie de los materiales después de 8 semanas de inmersión en el fluido fisiológico simulado
3.4.2.2. Análisis por espectroscopia de energía dispersiva de rayos X
Los resultados del análisis EDS indican que en un principio los cristales precipitados sobre la
superficie de los materiales están constituidos principalmente por oxígeno, seguido de calcio y fósforo,
se observa además una evolución de la relación Ca/P de estos precipitados con el tiempo de inmersión
en el SBF donde ésta disminuyó de aproximadamente 2,41 a 1,74 durante las semanas 1 a 3 y luego
aumentó nuevamente hasta aproximadamente 1,67 durante las semanas 4 a 8. La tabla 3.5 resume estos
resultados.
Tabla 3.5. Relación Ca/P de los precipitados en la superficie de las muestras de los materiales
Experimento Muestra 1 Semana 3 Semanas 8 Semanas
1 70/30 6H 160° 2,96 1,78 1,24
2 70/30 9H 170° 2,45 1,70 1,67
3 70/30 9H 160° 2,41 - 1,88
6 60/40 6H 160° 2,16 - 1,55
7 60/40 6H 170° 2,19 1,77 1,74
8 70/30 6H 170° 2,29 1,71 1,91
La relación molar Ca/P obtenida para los precipitados después de una semana de inmersión bajó a
valores muy cercanos a los de las hidroxiapatitas no estequiométricas entre las 2 y 3 semanas de
inmersión, al analizar las muestras después de 8 semanas de inmersión se encontró que este valor se
mantuvo poco variable en algunos casos y en otros presentó tendencia a alcanzar valores muy cercanos
a los característicos de la relación molar Ca/P de las hidroxiapatitas estequiométricas de 1,67, en
relación con la bioactividad, esta situación es beneficiosa ya que según reportes de Y. Song et al [21].
Relaciones molares Ca/P de 1,67 o por encima de este valor favorecen una más rápida precipitación de
fosfatos de calcio.
Además de los elementos antes mencionados, en el análisis realizado después de una semana de
inmersión, se encontró un alto contenido de silicio, de hasta el 4,78%, elemento que desaparece en los
análisis posteriores. Este elemento no hace parte constitutiva del SBF ni de los materiales fabricados,
76
posiblemente su aparición se debe a trazas presentes en recipientes donde se contuvieron las muestras
durante su incubación, lo cual explicaría que al pasar el tiempo el silicio fuera cubierto por los
precipitados de apatita.
En el anexo 6.3 se presenta el detalle de los análisis químicos de los precipitados formados sobre las
muestras.
3.4.2.3. Análisis por difracción de rayos X
El análisis por DRX mostró cambios tanto para las fases de hidroxiapatita presentes en la superficie del
material como para la cristalinidad de éste.
a. Experimento 2, muestra 70/30 9H 170° antes de la inmersión en SBF:
Las fases encontradas en la muestra, usando la información arrojada por el Software “X’pert
HighScore” al comparar con espectros patrones [25] son:
Hidroxiapatita (96-900-2216)
Fórmula química: Ca10P6O26
Grupo espacial: P 63/m
Sistema cristalino: Hexagonal
Parámetros de celda = a (Å): 9,4170, b (Å): 9,4170, c (Å): 6,8800, Alpha (°): 90.0000, Beta (°):
90.0000, Gamma (°): 120.0000
Cristalinidad de la muestra: 80,56% de cristalinidad.
b. Experimento 2, muestra 70/30 9H 170° después de la inmersión en SBF por 8 semanas:
Las fases encontradas en la muestra, usando la información arrojada por el Software “X’pert
HighScore” al comparar con espectros patrones [26] son:
Hidroxiapatita (96-900-1234)
Formula química: Ca10P6O26
Grupo espacial : P 63/m
Sistema cristalino: Hexagonal
Parámetros de celda = a (Å): 9,4170, b (Å): 9,4170, c (Å): 6,8750, Alpha (°): 90.0000, Beta (°):
90.0000, Gamma (°):120.0000
Cristalinidad de la muestra: 92,60% de cristalinidad
77
La figura 3.8 corresponde los espectros DRX de la muestra, para el caso de la muestra antes de la
inmersión en SBF las fases cristalinas presentes del PLA no presentan picos muy definidos sino
bandas, esto debido a que el polímero es altamente amorfo.
Al comparar los porcentajes de cristalinidad de ambas muestras se puede notar un aumento del 15% en
la cristalinidad después de que la muestra estuvo 8 semanas en el SBF, este porcentaje puede estar
relacionado tanto con el crecimiento de hidroxiapatita como a la degradación del polímero, la fase que
se degrada primero en este polímero es la amorfa lo cual es evidente comparando los picos de PLA en
la figura 3.8 en la cual se observa que los picos son mucho más definidos y altos después de la
inmersión del material en el SBF, es decir, el polímero que no se ha degradado es más cristalino.
Figura 3.8. Espectro DRX para la muestra con 0 y 8 semanas de inmersión en SBF.
Un fenómeno similar de aumento de la cristalinidad del PLA es reportado por Ciambelli, G et al. [22]
quienes caracterizaron y estudiaron la degradación en tejidos de ratas wistar del polímero Poly (L-co-
D,L lactic acid) (PLDLA; 70:30; Mw = 282700 g.mol–1), similar al usado en el presente trabajo. Estos
autores evidenciaron por medio de Differential scanning calorimetry (DSC) el aumento de la
cristalinidad del polímero después de 12 semanas de implantar el material en los tejidos y sugirieron
que este fenómeno se da preferencialmente en las unidades amorfas del ácido láctico residual que se
convirtieron en isostáticas, estereoregulares, y, en consecuencia, más cristalinas. A una conclusión
similar se llegó por Motta et al.[23] en un estudio de copolímero PLGA.
Comparando la información acerca del aumento de la cristalinidad de las muestras arrojada por el
análisis DRX con las imágenes SEM de las muestras tras 8 semanas de inmersión, se puede explicar el
fenómeno del crecimiento organizado de los cristales hidroxipatita como consecuencia de que al
78
material ser más cristalino, las cadenas poliméricas se encuentran más organizadas y por lo tanto los
puentes de hidrógeno que forman con la hidroxiapatita del refuerzo [24], haciendo que los sitios de
nucleación de la hidroxiapatita precipitada formen un patrón específico.
3.4.3. Propiedades mecánicas
3.4.3.1. Pruebas de tracción
Los resultados obtenidos durante las pruebas de tracción de las probetas se describen en la tabla 3.6.
Tabla 3.6. Resultados pruebas de tracción
Previa inmersión en SBF
60/40 6H
160ºC
60/40 6H
170ºC
70/30 6H
160ºC
70/30 6H
170ºC
70/30 9H
160ºC
70/30 9H
170ºC
70/30 6H
S 170ºC
Módulo elástico
(GPa) 12,38±1,30 15,56±1,18 1,44±0,52 11,34±3,89 12,25±0,11 8,65±2,02 6,96±2,37
Esfuerzo máximo
(MPa) 17,85±1,11 17,63±3,78 8,65±2,12 5,44±1,11 13,56±1,26 16,01±1,95 12,39±3,20
Esfuerzo de cedencia
(MPa) 17,85±1,11 17,63±3,78 8,65±2,12 5,44±1,11 13,56±1,26 16,01±1,95 12,39±3,20
Después de una semana de inmersión en SBF
Módulo elástico
(GPa) 12,34 15,02±1,11 7,03±4,42 10,72±4,84 11,12 5,41±2,92
NA Esfuerzo máximo
(MPa) 14,51 11,98±3,32 5,41±3,16 3,44±1,11 12,98 4,49±2,03
Esfuerzo de cedencia
(MPa) 14,51 11,98±3,32 5,41±3,16 3,44±1,11 12,98 4,49±2,03
Después de tres semanas de inmersión en SBF
Módulo elástico
(GPa) 5,2627 12,817 11,45 1,63 11,13±1,61 5,41±2,92
NA Esfuerzo máximo
(MPa) 7,85 14,66 14,75 4,21 11,91±2,43 3,07±0,83
Esfuerzo de cedencia
(MPa) 7,85 14,66 14,75 4,21 11,91±2,43 3,07±0,83
Al comparar los resultados obtenidos se encuentra que las muestras 70/30 6H 160 ºC y 70/30 6H 170
ºC son las que menor resistencia a la tracción presentan, de 8,65 % MPa y 5,44 MPa respectivamente.
Este resultado es consistente con lo observado en las imágenes de SEM de los materiales compuestos
obtenidos donde estas muestras fueron de las que mayores signos de degradación presentaron (figura
3,7), se puede observar como al repetir el material pero ahora sonicando la hidroxiapatita, muestra
70/30 6H S 170ºC, la resistencia a la tracción mejora en más del 50 % (12,39 MPa).
Después de una semana de inmersión en el SBF el módulo elástico de las muestras se conserva muy
similar, a excepción de la muestra 70/30 9H 170ºC donde este parámetro cae un 37% respecto del valor
Comentado [L1]: Cololocar los valores que son, revisar si está bien los que puse. Hacerlo para toda la parte de resistencia mecánica.
79
inicial de 8,65 GPa, entre las 1 y las 3 semanas de inmersión se observan cambios significativos para el
módulo elástico, donde este parámetro cae hasta 85%, tal como en la muestra 70/30 6H 170ºC la cual
pasa de 10,72 GPa a 1,63 GPa.
En el caso de la medición del esfuerzo máximo, después de una semana de inmersión se observa una
disminución de leve éste, especialmente en las muestras 70/30 6H 160 ºC, 70/30 6H 170 ºC y 70/30 9
h 170 ºC, la muestra que mejor se conservó fue la 70/30 9H 160 ºC con una disminución de solo el 4 %
(bajó de 13,56 MPa a 12,98 MPa), al igual que para el módulo elástico, entre las 1 y las 3 semanas de
inmersión se observan cambios significativos para el esfuerzo máximo, donde este cae hasta un 46%
(de 14,51 MPa a 7,85 MPa) en la muestra 60/40 6H 160ºC, se destaca el hecho de que en la muestras
60/40 6H 170ºC, 70/30 6H 160 ºC, 70/30 6H 170 ºC este parámetro por el contrario haya aumentado
respecto al valor presentado tras una semana de inmersión, sin embargo, este hecho puede ser
explicado por la falta repeticiones de la prueba ya que la mayoría probetas fallaron al manipularlas para
el montaje en la máquina de ensayos.
En todas las pruebas donde fue posible hacer varias repeticiones se encontró una alta desviación
estándar causada por la pobre uniformidad de la calidad de las probetas alcanzada durante el proceso
de conformado por compresión.
Los gráficos obtenidos durante las pruebas de tracción se encuentran en el anexo 6.4.
3.4.3.2. Pruebas de Flexión
Los resultados obtenidos durante las pruebas de flexión de las probetas se describen en la tabla 3.7.
Tabla 3.7: Resultados pruebas de tracción
Previa inmersión en SBF
60/40 6H
160ºC
60/40 6H
170ºC
70/30 6H
160ºC
70/30 6H
170ºC
70/30 9H
160ºC
70/30 9H
170ºC
70/30 6H S
170ºC
Resistencia a
la flexión
(MPa)
24,47±2,95 51,62±3,19 30,39±3,43 29,96±6,17 48,77±7,13 39,37±8,44 39,01±12,39
Después de una semana de inmersión en SBF
Resistencia a
la flexión
(MPa)
16,36±7,09 43,73±1,88 19,07±15,12 25,74±1,50 44,39±13,88 24,25±12,57 NA
Después de tres semanas de inmersión en SBF
Resistencia a
la flexión
(MPa)
22,27±7,17 26,24±9,44 33,85±3,75 19,70±6,04 29,00±2,02 23,61±8,08 NA
80
Al analizar los resultados se identificaron las muestras 60/40 6H 160ºC y 70/30 6H 170ºC como las
que menor resistencia a la flexión presentan antes de ser sumergidas en el SBF (de 24,47 MPa y 29,96
respectivamente), situación que persiste después de una semana de inmersión. Comparando la
resistencia a la flexión entre las muestras 70/30 6H 170ºC y 70/30 6H S 170ºC, se puede observar
cómo, al igual que en el caso de resistencia a la tracción, el sonicado previo de HA durante la
fabricación del material tiene un efecto positivo al aumentar la resistencia a la flexión, en este caso en
un 31% respecto de la resistencia a la flexión presentada por la muestra no sonicada.
Tras una semana de inmersión, la resistencia a la flexión disminuye en todas las muestras, siendo el
caso más destacable el de la muestra 70/30 9H 170ºC donde este parámetro cayó un 38% respecto del
valor inicial (pasó de 39,37 MPa a 24,25 MPa). Después de 3 semanas de inmersión la disminución de
la resistencia a la flexión sigue siendo considerable con caídas de hasta el 40% para la muestra 60/40
6H 170ºC (de 43,73 MPa a 26,24 MPa), sin embargo se presenta el caso para una de las muestras que
inicialmente presentaron la menor resistencia a la flexión, 70/30 6H 160ºC, donde este parámetro
aumenta hasta en un 77% respecto al valor presentado tras una semana de inmersión (aumenta de 19,07
MPa a 33,85 MPa) , aunque en el caso de las pruebas de flexión fue posible realizar todas las
repeticiones planeadas, la desviación estándar de los resultados es muy alta causada por falta de
uniformidad lograda en todas las probetas fabricadas.
Tanto para los ensayos de tracción como en los de flexión no fue posible realizar pruebas a las probetas
tras ocho semanas de inmersión puesto que con solo manipularlas para el montaje en la máquina de
ensayos universales estas fallaron debido a los altos niveles de degradación alcanzados combinados
con la falta de uniformidad en la calidad de las probetas obtenidas por el método de moldeo por
compresión.
A pesar del aumento de la cristalinidad evidenciado en las muestras, como se describe en el apartado
3.4.2.3, ésta no fue suficiente para retener las propiedades mecánicas a tracción y flexión de los
materiales durante las 8 semanas de inmersión en el SBF, variables como la dispersión de lograda para
la fase de refuerzo y la calidad de las probetas alcanzada durante el conformado por compresión
tuvieron una gran influencia sobre la velocidad de degradación y por consiguiente el comportamiento
mecánico de las probetas.
Los gráficos obtenidos durante las pruebas de flexión se encuentran en el anexo 6.5
3.4.3.3. Dureza Shore:
Los resultados obtenidos para la dureza shore de las probetas fabricadas evidencian que a pesar de ser
sumergidas en el SBF por diferentes periodos de tiempo, la dureza de las probetas no sufre cambios
significativos, ni siquiera al compararse con la dureza del polímero solo, la cual es de
aproximadamente 63,5 shore D. Solo se observan diferencias significativas de la dureza entre las
probetas correspondientes a los materiales procesados durante 6 horas respecto de los materiales
procesados durante 9 horas, siendo estos los que presentan una dureza de aproximadamente el 10%
menos, al comparar las muestras 70/30 6H 170ºC y 70/30 9H 170ºC estas presentan durezas iniciales
de 62,5 y 56,2 respectivamente. Cabe destacar que incluso al comparar la dureza entre las muestras
81
70/30 6H 170ºC y 70/30 6H S 170ºC la diferencia es de apenas el 4,7%, (disminuye de 61,5 a 58,6) lo
que indica que el hecho de sonicar la hidroxiapatita antes de integrarla a la matriz polimérica no tiene
un efecto significativo sobre este parámetro. En la tabla 3.8 se muestran los resultados obtenidos para
la dureza shore.
Tabla 3.8. Resultados pruebas de dureza shore
Al analizar los resultados de las pruebas mecánicas de los materiales compuestos fabricados,
comparando con los resultados de la resistencia mecánica en tracción y flexión reportados por Y.
Shikinami y M. Okuno [19] (ver figura 3.9 ) y los obtenidos en otros trabajos por Industrias Médicas
Sampedro (ver figura 3.10) para materiales compuestos de PLLA/HA en las mismas proporciones que
las usadas en el presente trabajo pero conformados por un método de forjado y para probetas fabricadas
en ácido poliláctico 70L/30DL por moldeo por inyección respectivamente, se puede concluir que con
los parámetros de procesamiento empleados en este trabajo no fue posible obtener materiales con una
resistencia mecánica equivalente para la misma aplicación, incluso antes de la inmersión en SBF,
estando los valores obtenidos muy por debajo de los reportados, de 62 MPa y 250 MPa en resistencia a
la flexión respectivamente.
Previa inmersión en SBF
60/40 6H
160ºC
60/40 6H
170ºC
70/30 6H
160ºC
70/30 6H
170ºC
70/30 9H
160ºC
70/30 9H
170ºC
70/30 6H
S 170ºC
Dureza Prom. (Shore D) 62,60 62,30 62,50 61,50 56,20 54,40 58,60
Desv. Estandar 6,59 2,79 3,54 6,49 6,58 5,93 7,40
Después de una semana de inmersión en SBF
Dureza Prom. (Shore D) 63,40 61,80 63,60 61,70 56,10 57,40 NA
Desv. Estandar 2,55 5,73 7,53 5,64 5,28 6,60
Después de tres semanas de inmersión en SBF
Dureza Prom. (Shore D) 62,50 61,50 64,40 63,10 55,60 57,70 NA
Desv. Estandar 6,13 4,25 3,75 5,04 3,47 2,41
Después de ocho semanas de inmersión en SBF
Dureza Prom. (Shore D) 65,60 61,70 62,90 64,20 54,50 56,50 NA
Desv. Estandar 3,98 1,25 7,25 2,04 5,72 7,28
82
Figura 3.9: Cambios en la resistencia a la flexión de las piezas de • PLLA, y □ PLLA/HA reportados por Shikinami y M.
Okuno.
Figura 3.10: Cambios en la resistencia a la flexión de piezas de PLA 70L/30DL fabricadas por moldeo por inyección en
trabajo realizado por Industrias Médicas Sampedro
3.4.4. Pérdida de peso y absorción de SBF de las probetas
3.4.4.1. Absorción de agua
Al comparar el peso de las probetas acabadas de extraer del SBF respecto a su peso después del
proceso de secado se obtuvieron los resultados descritos en las figuras 3.11-3.13.
Durante la primera semana las muestras 60/40 6H 160 ºC fueron las que mayor cantidad de SBF
absorbieron, en promedio el 26% del peso de las probetas secas de 0,58g, por el contrario las muestras
70/30 9H 160 ºC fueron las que menor cantidad de agua absorbieron, 12,63% de su peso secas de 0,60
g, lo cual es consistente con las imágenes de SEM observadas (figura 3,7), donde las muestras 70/30
9H 160 ºC son de las que menores signos de degradación del material presentan.
83
Figura 3.11. % en peso de absorción de agua tras una semana de inmersión de las probetas
Después de 3 semanas de inmersión las situación cambia un poco, en este caso las muestras que mayor
cantidad de SBF absorben son la 70/30 6H 160°C y 70/30 9H 170 ºC, sin embargo, el promedio del
agua absorbida es mucho menor que durante la primera semana, del 18,03%.
Figura 3.12. % en peso de absorción de agua tras tres semanas de inmersión de las probetas
Tras 8 semanas de inmersión aumenta nuevamente la cantidad de agua absorbida por las muestras,
siendo el caso más crítico el de las muestra 60/40 6H 170 ºC las cuales absorben en promedio el
39,09% de su peso, las demás muestras absorben cantidades muy similares a las presentadas durante la
primera semana de inmersión. Cabe destacar que en todos los casos las muestras 70/30 6H 170°C y
70/30 9H 160°C fueron las que menor cantidad de agua absorbieron en relación con su peso.
84
Figura 3.13. % en peso de absorción de agua tras ocho semanas de inmersión de las probetas
Las probetas absorbieron más agua entre las 0 y 1 semana que entre las 1 y 3 semanas, posiblemente
por la disolución inicial de HA que da paso a la entrada de la humedad, después de la primera semana
la deposición de HA puede limitar un poco la absorción de la humedad. Las probetas que más agua
absorbieron fueron las de proporciones 60/40, posiblemente porque estas tienen menor cantidad de
matriz polimérica favoreciéndose la entrada de la humedad. La desviación estándar que se presenta en
todas las mediciones es alta, consecuencia probablemente de que no se alcanzó una adecuada
dispersión de la HA en la matriz polimérica.
3.4.4.2. Pérdida de peso
Al comparar el peso de las probetas inicial con el peso seco de las mismas después de los diferentes
periodos de tiempo de inmersión en el SBF, ver tabla 3.8, se encontró que tras la primera semana de
inmersión las probetas perdieron apenas hasta el 3% de su peso, sin embargo, para el caso de las
probetas de las muestras 70/30 6H 170° y 70/30 6H 160° se evidencia una ganancia de peso del 10% y
3% respectivamente, debido posiblemente a que el ciclo de secado previo del material no fue suficiente
para retirar el agua absorbida. Después de 3 semanas de inmersión se evidencian pérdidas de peso muy
superiores, siendo la mayor pérdida, del 9% (0,05g), para las muestras 70/30 9H 160°.
Tabla 3.9. Peso promedio inicial de las probetas vs. Pesos promedio después de la inmersión en SBF
Muestra Peso prom.
Antes de
inmersión
Peso prom.
1 sem.
% Perdida
1 sem.
Peso prom.
3 sem.
% Perdida
3 sem.
Peso
prom. 8
sem.
%
Perdida 8
sem.
60/40 6H 170° 0,701 0,693 1% 0,706 -1% 0,549 22%
60/40 6H 160° 0,600 0,582 3% 0,620 -3% 0,609 -1%
70/30 6H 170° 0,582 0,639 -10% 0,577 1% 0,599 -3%
85
70/30 6H 160° 0,616 0,631 -3% 0,630 -2% 0,531 14%
70/30 9H 170° 0,550 0,547 1% 0,512 7% 0,609 -11%
70/30 9H 160° 0,602 0,599 1% 0,550 9% 0,643 -7%
Las pérdidas de peso promedio después de 8 semanas de inmersión presentaron valores superiores
respecto a las pérdidas de preso presentadas a las 3 semanas de inmersión, al igual que en los casos
anteriores se presentaron ganancias de peso posiblemente debido a que durante el ciclo de secado no
se logró extraer toda el agua absorbida, sin embargo, al comparar las muestras que presentaron uno de
los valores más altos de pérdida de peso promedio, la muestra 60/40 6H 170°, observamos que
coincide con la muestra que más agua absorbió después de 8 semanas de inmersión.
3.5. Aspectos a destacar de este capítulo
Al observar las probetas por SEM tras la inmersión en SBF por ocho semanas, figura 3,7, se encontró
que los cristales de hidroxiapatita formados en la superficie de las muestras siguieron un patrón
específico, poco convencional, del que no se han encontrado reportes previos y hemos atribuido al
aumento del porcentaje de cristalinidad de las muestras después de su inmersión en el SBF.
Se encontró una relación directa entre la cantidad de SBF absorbido por las muestras durante su
periodo de inmersión en el SBF y el % de peso perdido.
Al analizar y comparar todos los resultados obtenidos en este capítulo, se puede determinar que todos
los materiales presentaron una degradación excesiva a tras 8 semanas de inmersión en el SBF,
situación que se refleja en la imposibilidad de realizar las pruebas mecánicas de tracción y flexión para
este periodo de tiempo debido a la gran fragilidad presentada por las muestras, además las pérdidas de
masa presentaron valores muy altos, de hasta el 27%, situación que favorece la pérdida de propiedades
mecánicas.
A pesar de la elevada velocidad de degradación de los materiales evaluados, se identifica una tendencia
del material correspondiente a la muestra 70/30 9H 160° a ser el que mejor comportamiento presenta al
conservar mejor su integridad respecto a los demás. Este material se destacó por presentar la menor
cantidad de iones de calcio liberados después de 72 horas de inmersión (48,27 mgCa/l), el que menores
signos de degradación superficial presentó al observarse mediante SEM durante las 8 semanas de
inmersión en el SBF (ver figura 3,7), el que presentó de las mayores resistencias a la tracción tras las 8
semanas de inmersión en SBF (11,91 MPa), de las mejores resistencias a la flexión (29 MPa), el que
menores pérdidas de masa experimentó, del 7%, y de los valores más bajos en cuanto a la absorción de
agua (el 15% de su peso) durante las pruebas de degradación in vitro.
3.6. Referencias
86
[1] Y. H. An, S. K. Woolf, and R. J. Friedman, “Pre-clinical in vivo evaluation of orthopaedic
bioabsorbable devices.,” Biomaterials, vol. 21, no. 24, pp. 2635–2652, 2000.
[2] K. S. A. Chien-Chi Lin, “Chapter II.4.3 - The Biodegradation of Biodegradable Polymeric
Biomaterials,” in Biomaterials Science, 2013, pp. 716–728 EDI – 3 FG – 0.
[3] J. M. Anderson and M. S. Shive, “Biodegradation and biocompatibility of PLA and PLGA
microspheres,” Adv. Drug Deliv. Rev., vol. 28, no. 1, pp. 5–24, Oct. 1997.
[4] J. Kim, S. Bhattacharyya, and P. Ducheyne, “5.520 – Bioactive Ceramics and Bioactive
Ceramic Composite-Based Scaffolds,” Compr. Biomater., pp. 255–268, 2011.
[5] W. Cao and L. L. Hench, “Bioactive materials,” Ceram. Int., vol. 22, no. 6, pp. 493–507, Jan.
1996.
[6] M. Borden, “Biomaterials, Absorbable,” in Encyclopedia of Medical Devices and
Instrumentation, 2006.
[7] T. Niemelä, “Self-Reinforced Bioceramic and Polylactide Based Composites.” 05-Nov-2010.
[8] Y. Cha and C. G. Pitt, “The acceleration of degradation-controlled drug delivery from polyester
microspheres,” J. Control. Release, vol. 8, no. 3, pp. 259–265, Mar. 1989.
[9] M. Navarro, M. P. Ginebra, J. A. Planell, C. C. Barrias, and M. A. Barbosa, “In vitro
degradation behavior of a novel bioresorbable composite material based on PLA and a soluble
CaP glass,” Acta Biomater., vol. 1, no. 4, pp. 411–419, 2005.
[10] D. I. K. S. T. Y. and T. I. Hui Ying Tang, Nanofibers. InTech, 2010.
[11] T. K. J. Hench, L. L., Splinter, R. J., Allen, W. C., Greenlee, “Bonding mechanisms at the
interface of ceramic prosthetic materials,” J. Biomed. Mater. Res., vol. 2, no. 117–141, 1972.
[12] D. Zhang, E. Vedel, L. Hupa, H. O. Ylänen, and M. Hupa, “In Vitro Characterization of
Bioactive Glasses,” Key Eng. Mater., vol. 284–286, pp. 481–484, 2005.
[13] W. Hench, “Bioactive Materials,” Ceram. Int., vol. 22, pp. 493–507, 1996.
[14] M. J. M. Arias, “Elaboration de revêtements de verres bioactifs par projection thermique sur des
substrats en alliage de titane et en acier inoxydable à partir de la synthèse de poudres 31SiO2-
11P2O5-(58x)CaO-xMgO,” Limoges, 2014.
[15] L. L. Hench, Bioactive ceramics. In Bioceramics. Materials Characteristics Versus In Vivo
Behavior,. New York, 1988.
[16] E. Oporto, G; Ruentes, R; Alvarez, H; Borie, “Recuperación de la Morfología y Fisiología
Maxilo Mandibular: Biomateriales en Regeneración Ósea,” Int. J. Morphol, vol. 26, no. 4, pp.
853–859, 2008.
[17] T. Kokubo, H. Kushitani, S. Sakka, T. Kitsugi, and T. Yamamuro, “Solutions able to reproduce
in vivo surface-structure changes in bioactive glass-ceramic A-W.,” J. Biomed. Mater. Res., vol.
24, no. 6, pp. 721–34, Jun. 1990.
[18] D. N. de Bibliotecas, H. Copete, M. E. Lòpez, F. Vargas, A. Echavarria, and T. RIOS,
“Evaluación del comportamiento in vitro de recubrimientos de hidroxiapatita depositados
mediante proyección térmica por combustión oxiacetilénica sobre un sustrato de ti6al4v,”
Dyna; Vol. 80, núm. 177 (2013); 101-107 DYNA; Vol. 80, núm. 177 (2013); 101-107 2346-
2183 0012-7353. Universidad Nacional de Colombia Sede Medellín, 18-Feb-2013.
[19] Y. Shikinami and M. Okuno, “Bioresorbable devices made of forged composites of
hydroxyapatite (HA) particles and poly-L-lactide (PLLA): Part I. Basic characteristics,”
Biomaterials, vol. 20, p. 859, 1999.
87
[20] M. Bohner and J. Lemaitre, “Can bioactivity be tested in vitro with SBF solution?,”
Biomaterials, vol. 30, no. 12, pp. 2175–9, Apr. 2009.
[21] E. Song, Y; Hanh, H; Hoffman, “The effects of pH and Ca/P ratio on the precipitation of
calcium phosphatele,” in Chemical water and wastewater treatment VII, pp. 349–362.
[22] G. S. Ciambelli, M. O. Perez, G. V. Siqueira, M. A. Candella, A. C. Motta, M. A. T. Duarte, M.
do C. Alberto-Rincon, and E. A. de R. Duek, “Characterization of poly (L-co-D,L Lactic Acid)
and a study of polymer-tissue interaction in subcutaneous implants in wistar rats,” Mater. Res.,
vol. 16, no. 1, pp. 28–37, Feb. 2013.
[23] A. C. Motta and E. A. R. Duek, “Síntese, caracterização e degradação ‘ in vitro’ do Poli(L-
ácido láctico),” Polímeros, vol. 16, no. 1, pp. 26–32, Mar. 2006.
[24] S. Zhou, X. Zheng, X. Yu, J. Wang, J. Weng, X. Li, B. Feng, and M. Yin, “Hydrogen Bonding
Interaction of Poly( d , l -Lactide)/hydroxyapatite Nanocomposites,” Chem. Mater., vol. 19, no.
2, pp. 247–253, Jan. 2007.
[25] Wilson, R. M.; Elliot, J. C.; Dowker, S. E. P. Rietveld refinement of the crystallographic
structure of human dental enamel apatites Sample: Prep.63b, synthetic American Mineralogist,
1999, 84, 1406-1414
[26] Hughes J M; Cameron M; Crowley K D Structural variations in natural F, OH, and Cl apatites
Locality: Kragero, Norway American Mineralogist, 1989, 74, 870-876
88
4. CAPÍTULO. ESTUDIO DE LA CITOTOXICIDAD
DE LOS MATERIALES COMPUESTOS
OBTENIDOS
4.1. INTRODUCCIÓN
Para desarrollar un material implantable es importante conocer las características fundamentales de
la técnica de procesamiento, pero además es de vital importancia que el material desarrollado sea
biocompatible, es decir que no cause ninguna respuesta adversa sobre los tejidos. Aunque la
biocompatibilidad del PLA ya ha sido estudiada por algunos autores [1][2], su procesamiento, más
específicamente la técnica del solvent casting, y la incorporación de la hidroxiapatita como
material de refuerzo, pueden alterar su comportamiento biocompatible.
En este caso, el uso de estudios in vitro es una herramienta útil para determinar, de manera
preliminar, con el uso de una determinada línea celular y bajo condiciones específicas, la seguridad
biológica de los materiales compuestos fabricados. Debido a que los materiales desarrollados en el
presente trabajo tienen como objetivo ser utilizados para la fabricación de material de osteosíntesis,
lo más indicado es utilizar células óseas para analizar su respuesta a la interacción con estos
materiales, más específicamente osteoblastos, por ser las células encargadas de la formación del
nuevo tejido óseo.
En el presente capítulo se evalúa el comportamiento biológico de los materiales compuestos
obtenidos como una primera y muy importante aproximación para determinar su seguridad
biológica y como consecuencia su biocompatibilidad.
4.2. Evaluación del comportamiento biológico de los biomateriales
Un biomaterial se define como un material sintético que es usado para reemplazar o restaurar la
función de un tejido. Estos materiales pueden ser de uso permanente o ser empleados por intervalos
cortos de tiempo. La principal característica de estos materiales es que sean biocompatibles, no
deben causar ninguna respuesta adversa sobre el cuerpo ni viceversa, no deben ser tóxicos ni
carcinogénicos [3]. La respuesta natural de un sistema biológico a la presencia de un cuerpo
extraño es el rechazo, el sistema responde con una serie de reacciones celulares, en las que influyen
el tamaño, la forma y la naturaleza de la superficie del implante [4], de ahí la importancia de hacer
una evaluación de la respuesta biológica a los materiales previa a su uso en pacientes. La
biocompatibilidad puede ser evaluada mediante ensayos in vitro e in vivo, siendo los ensayos in
vitro muy útiles para estudiar aspectos como las interacciones físicas y químicas del material con
89
las células y la evaluación de las consecuencias de sustancias lixiviadas o secretadas por los
materiales, al entrar en contacto con los tejidos [5].
En relación con la toxicidad de los biomateriales, éstos son definidos como materiales que liberan
sustancias químicas al contacto con los tejidos en cantidades suficientes para matar las células sea
de manera directa o indirecta al inhibir rutas metabólicas clave, el número de células que son
afectadas es una indicación de la dosis y el potencial químico del material evaluado [6], los
cultivos de células son modelos toxicológicos alternativos muy sensibles para tamizaje de la
toxicidad de los biomateriales. El principal beneficio del uso del cultivo de tejidos es la posibilidad
de observar el comportamiento de tipos específicos de células vivas en un ambiente bien
controlado y con pocas variables en juego, aunque las condiciones que pueden reproducirse en
cultivo son una parte simplificada de lo que puede ocurrir in vivo [7] [8].
Una de las pruebas in vitro más comunes para evaluar la seguridad biológica de los materiales es el
estudio de la toxicidad celular o citotoxicidad, definida como una alteración de las funciones
celulares básicas que conlleva a un daño que puede ser detectado. Las pruebas de citotoxicidad in
vitro tienen aplicabilidad general y uso extensamente difundido en la evaluación de un amplio
rango de materiales. Se ha encontrado cierta relación entre la citotoxicidad no específica del
biomaterial in vitro y su efecto irritante in vivo [4].
Los materiales poliméricos frecuentemente contienen productos de lixiviantes como monómeros,
oligómeros, estabilizadores y otros aditivos usados durante su procesamiento, que pueden tener un
efecto tóxico sobre las células y los tejidos; es por esto que investigadores en biomateriales,
organismos de estandarización y agencias gubernamentales regulatorias han desarrollado métodos
de pruebas in vitro para predecir los efectos tóxicos de drogas y compuestos químicos, utilizando
como modelos experimentales cultivos primarios y órganos aislados como líneas celulares
establecidas [5].
El análisis de citotoxicidad mediante el ensayo de MTT es quizás el más empleado, este método es
simple y se usa para determinar la viabilidad celular, dada por el número de células presentes en el
cultivo lo cual es capaz de medirse mediante la formación de un compuesto coloreado, debido a
una reacción que tiene lugar en las mitocondrias de las células viables [9]. El MTT (Bromuro de
3(4,5 dimetil-2-tiazoil)-2,5-difeniltetrazólico), es captado por las células y reducido por la enzima
succínico deshidrogenasa mitocondrial a su forma insoluble formazán, éste queda retenido en las
células y puede ser liberado mediante la solubilización de las mismas. De esta forma es
cuantificada la cantidad de MTT reducido mediante un método colorimétrico, ya que se produce
como consecuencia de la reacción un cambio de coloración del amarillo al azul [10]. La capacidad
de las células para reducir al MTT constituye un indicador de la integridad de las mitocondrias y su
actividad funcional es interpretada como una medida de la viabilidad celular. La determinación de
la capacidad de las células de reducir al MTT a formazán después de su exposición a un compuesto
permite obtener información acerca de la toxicidad del compuesto que se evalúa. Es de esta manera
como el método el MTT permite medir supervivencia y proliferación celular, así como también,
determinar la citotoxicidad.
90
4.3. Materiales y métodos
4.3.1. Materiales
Las muestras a las cuales se les evaluó la citotoxicidad fueron las reportadas en la tabla 4.1.
Tabla 4.1. Materiales usados
Material Relación PLA/HA
(% en peso)
Tiempo de
agitación (h)
Temperatura de
conformado ºC
60/40 6H 160° 60/40 6 160°
70/30 6H 170° 70/30 6 170°
70/30 9H 170° 70/30 9 170°
70/30 9H 160° 70/30 9 160°
La selección de estas muestras se hizo basada en los resultados de las pruebas mecánicas, es decir
se seleccionaron las que mecánicamente presentaron un mejor comportamiento y por consiguiente
serían las mas adecuadas para la posterior fabricación de material de osteosintesis.
4.3.2. Métodos
Los ensayos de biocompatibilidad fueron llevados a cabo por el Programa de Estudio y Control de
Enfermedades Tropicales – PECET- unidad de ensayos biológicos e inmunología UEBI de la
Universidad de Antioquia [11].
4.3.2.1. Preparación de las muestras
Actividad biológica evaluada: Citotoxicidad (ISO 10993-5) en osteoblastos humanos mediante la
prueba MTT.
Líneas celulares: Saos-2 (ATCC HTB-85). La línea celular se adquirió del banco de células ATCC
(del inglés: American Type Cell Collection) en Estados Unidos.
Medio de Cultivo y suplementos empleados: McCoy 5A (M4892, Sigma-Aldrich, St Louis MO,
USA) - Suero fetal bovino (Gibco, Life technologies Invitrogen, USA). - Tripsina/EDTA (R-001-
100 Gibco, Life technologies Invitrogen, USA).
Controles empleados:
Control de viabilidad (no toxicidad): Células cultivadas en ausencia del material.
Control de mortalidad (citotixicidad): Células expuestas a un reactivo citotóxico.
91
4.3.2.2. Cultivo celular
Las células y el material se cultivaron durante 72 horas en condiciones específicas de cultivo in
vitro de acuerdo a las características propias del tipo celular. Luego las células y el material se
expusieron a la acción del MTT durante 3 - 4 horas. El formazán producido se cuantificó por
espectrofotometría a una longitud de onda de 540-570 nm en un Lector de platos (VarisokanTM
(Flash Multimode reader, Thermo Scientific USA).
Células cultivadas en ausencia del material pero mantenidas en las mismas condiciones
experimentales se usaron como control negativo, es decir, control de viabilidad o no toxicidad. Por
su parte, células expuestas a un reactivo citotóxico se usaron como control positivo (control de
mortalidad). Los resultados obtenidos con las células expuestas a la presencia del material se
comparan con el control negativo que corresponde al 100% de viabilidad y los resultados se
reportan como porcentaje de población viva en presencia del material. En la figura 4.1 se observan
los cultivos celulares realizados y su análisis al microscopio.
Figura 4.1. Cultivos celulares en presencia de los materiales evaluados y controles, análisis de los cultivos
4.4. Resultados
4.4.1. Citotoxicidad
El análisis de los cultivos realizados arrojó como resultado que los porcentajes de viabilidad celular
del cocultivo de las células con los materiales evaluados son superiores al 80%, resultado que
sugiere que el material evaluado puede ser considerado como un material POTENCIALMENTE
NO CITOTÓXICO [4]. Ver tabla 4.2.
92
Tabla 4.2. Porcentaje de viabilidad de células cultivadas en las muestras de material compuesto
MUESTRA % Viabilidad Saos-2
70/30 9H 170ºC 96,89 ± 2,98
70/30 6H 170ºC 88,68 ± 5,03
70/30 9H 160ºC 91,23 ± 5,23
60/40 6H 160ºC 92,82 ± 2,78
Control 99.60 ± 0,04
Al observar las células cultivadas se encontró que su morfología no se vio afectada por el contacto
con los materiales evaluados, conservándose en ellas la viabilidad y refringencia (Figura 4.2).
Figura 4.2: Las imágenes corresponden al cultivo de células Saos-2, expuestas a los diferentes biomateriales así: A: 70/30
9H 170ºC, B: 70/30 6H 170ºC, .C: 70/30 9H 160ºC, D: 60/40 6H 160ºC, E: cultivo de células Saos-2 sin biomaterial.
4.5. Aspectos a destacar de este capítulo
Como lo demuestra el ensayo del MTT y las imágenes tomadas a los cultivos realizados en presencia
de los materiales evaluados, se puede concluir que éstos no son tóxicos, lo cual quiere decir que el
procesamiento realizado a los materiales para obtener los compuestos no tuvo ningún efecto negativo
sobre su bicompatibilidad.
A pesar de las diferencias en la velocidad de degradación de los materiales evaluados, no se observaron
diferencias significativas en cuanto a la viabilidad celular de los cultivos, sería de gran importancia
entonces hacer evaluaciones de adhesión y proliferación celular con el fin de evaluar cómo es el
93
comportamiento celular al contacto con estos materiales y determinar si después de determinado
tiempo de contacto se da la diferenciación celular inducida por el material y complementar estos
análisis con el estudio de las características superficiales de los materiales y su influencia sobre el
comportamiento celular.
Los resultados obtenidos a nivel de la interacción de los materiales compuestos evaluados con los
cultivos celulares son un punto de partida muy interesante para poder continuar con el uso de estos
como materiales con aplicaciones implantables.
4.6. Referencias
[1] J. M. Anderson and M. S. Shive, “Biodegradation and biocompatibility of PLA and PLGA
microspheres,” Adv. Drug Deliv. Rev., vol. 28, no. 1, pp. 5–24, Oct. 1997.
[2] K. A. Athanasiou, G. G. Niederauer, and C. M. Agrawal, “Sterilization, toxicity,
biocompatibility and clinical applications of polylactic acid/polyglycolic acid copolymers.,”
Biomaterials, vol. 17, no. 2, pp. 93–102, Jan. 1996.
[3] J. R. Davis, Handbook of Materials for Medical Devices. ASM International, 2003.
[4] M. Ríos Hernández, J. Cepero Cañas, A. González Pérez, K. Pérez Garcés, and J. L. Bello
Gárciga, “Evaluación de algunos aspectos de la biocompatibilidad de biomateriales in vitro.”
Sociedad Ibérica de Biomecánica y Biomateriales. ISSN 1885-9518, Biomecanica, vol. 8, pp.
79-83, 2000
[5] Host Response to Biomaterials: The Impact of Host Response on Biomaterial Selection. ISBN
978-0-12-800196-7, Elsevier Science, Academic Press, pp 460, 2015.
[6] Buddy D. Ratner, Biomaterials Science: An Introduction to Materials in Medicine, 2nd ed.
2004.
[7] C. T. Hanks, J. C. Wataha, and Z. Sun, “In vitro models of biocompatibility: A review,” Dent.
Mater., vol. 12, no. 3, pp. 186–193, May 1996.
[8] R. Trevor, “Tissue culture techniques in biocompatibility testing, en: Introduction to
biocompatibility testing. Techniques of Biocompatibility Testing,” in CRC Series of
Biocompatibility, W. DF, Ed. Boca Raton, Florida, 1986, p. 81.
[9] G. . Shayne, “Alternatives to in vivo studies in toxicology,” Gen. Appl. Toxicol., vol. 1, pp.
178–182, 1999.
[10] J. Jiménez, N. González, M. Fernández, C. Elvira, A. López, and J. San Román, “Estudio de la
biocompatibilidad in vitro de polimeros metacrílicos derivados de pirrolidona-ina.” 04-Nov-
2008.
[11] S. L. Arias Suarez, M. Echeverry Rendón, S. M. Robledo Restrepo, J. A. Arismendi Echavarría,
D. M. Escobar Sierra, C. P. Ossa Orozco, and J. J. Pavón Palacio, “Processing, characterization
and biological testing of electrochemically modified titanium for dental implants,” Rev. Fac.
Ing. Univ. Antioquia, no. 69, pp. 36–108.
94
95
5. CONCLUSIONES Y PERSPECTIVAS FUTURAS
5.1. Conclusiones
En el campo de los dispositivos médicos implantables, puede afirmarse que al día de hoy no se ha
logrado desarrollar una solución definitiva, sin embargo, las lesiones que pueden presentarse en los
diferentes órganos son tan frecuentes y la necesidad de su uso es tan basta que solo en estados unidos
se reportan 10 millones de habitantes que viven con dispositivos médicos implantados en sus cuerpos
[1]. La principal barrera que tiene la evolución y avance de los dispositivos médicos es el desarrollo de
los materiales idóneos biocompatibles que permitan una adecuada interacción con los tejidos
biológicos según la necesidad específica, es por esto en a nivel mundial continuamente se están
realizando innumerables estudios e investigaciones que buscan dar soluciones por medio del desarrollo
de los biomateriales, dando así respuestas a las necesidades de los dispositivos médicos para el de
tratamiento y reparación de lesiones.
Este trabajo de investigación hace un completo estudio al estado del arte del desarrollo y
caracterización de materiales compuestos de matriz polimérica bioabsorbible, reforzada con un
cerámico bioactivo elaborados mediante la técnica de procesamiento del solvent casting. Los
materiales de partida usados fueron el ácido poliláctico (PLA) en una mezcla racémica PLA LDL con
proporciones del 70 y 30% respectivamente e Hidroxiapatita no sinterizada. Las propiedades de los
materiales obtenidos fueron analizadas.
Se encontró que la técnica del solvent casting, es una técnica fácil de implementar a nivel de
laboratorio, sin embargo, es importante resaltar que se deben conocer previamente los parámetros de
disolución del polímero PLA en condiciones ambientales, así como seleccionar el tipo de sistema
usado y la velocidad de agitación en el proceso de disolución; establecer un control de la humedad y
evaporación de los restos de solvente residual, que permitan conservar al máximo las características del
polímero, evitando su degradación excesiva durante el proceso.
A diferencia del proceso para la disolución del polímero y mezcla con el material de refuerzo, el
conformado de los materiales obtenidos presentó grandes dificultades, como se observó mediante la
evaluación del índice de fluidez del material polimérico, el polímero requiere de grandes esfuerzos para
fluir durante el conformado, adicionalmente el alto contenido de humedad que este puede absorber
durante su manipulación, los restos del solvente que se evaporan durante su conformado y su alta
vulnerabilidad ante la temperatura se convirtieron en un reto en la búsqueda de alcanzar una alta
calidad de las piezas de los materiales compuestos obtenidos por esta metodología, con el fin de lograr
piezas integras en las que fuera posible mantener las propiedades mecánicas del material de partida.
Aunque la técnica del solvent casting carece de una alta complejidad, los materiales procesados por
esta técnica si la tienen, además de la gran facilidad de degradación del material polimérico usado, el
material bioactivo usado como relleno absorbe humedad con gran facilidad, haciendo que se aglomere
96
y se dificulte su adecuada dispersión en la matriz polimérica, a pesar de los intentos realizados
sonicando la hidroxiapatita previamente para evitar los aglomerados, la dispersión de ésta no fue
optima en comparación con los materiales que no fueron sonicados previamente.
La velocidad de degradación de los materiales compuestos obtenidos es claramente dependiente de los
parámetros de procesamiento del material y más aun de la relación PLA/HA en la composición de
estos. Los materiales que mayores signos de degradación presentaron fueron los conformados a 170ºC
con una relación de porcentaje en peso de PLA/HA de 60/40.
La severidad de los signos de degradación de los materiales como lo son la absorción de agua, la
pérdida de propiedades mecánicas y la aparición signos de erosión en la superficie de los materiales fue
más evidente después de una semana de inmersión de las probetas de los materiales en fluido
fisiológico simulado (SBF) que a las 3 y 8 semanas de inmersión, siendo este el periodo de tiempo más
crítico para el desempeño de estos materiales durante su uso.
La caracterización superficial de los materiales durante el tiempo de inmersión en el SBF evidencian la
aparición de precipitados de apatita, apartado 3.4.2.1, los cuales fueron aumentando a medida que pasó
el tiempo de inmersión, lo cual es signo del potencial de bioactividad de los materiales obtenidos, es de
destacar que los precipitados formados presentaron un patrón específico del cual no se encontraron
reportes anteriores por lo cual vale la pena estudiar más a fondo.
Todos los materiales fabricados presentaron una degradación excesiva, tras 8 semanas de inmersión en
el SBF no fue posible realizar las pruebas mecánicas de tracción debido a la gran fragilidad presentada
por las muestras, además las pérdidas de masa presentaron valores muy altos, de hasta el 27%,
haciendo que estos materiales no sea aptos para la fabricación de material de osteosíntesis.
A pesar de la elevada velocidad de degradación de los materiales evaluados, se identifica una tendencia
del material correspondiente a la muestra 70/30 9H 160° a ser el que mejor comportamiento presenta al
conservar mejor su integridad respecto a los demás, siendo este material el que presenta la menor
liberación de iones de calcio después de 72 horas de inmersión, la que menores signos de degradación
superficial presenta al observarse mediante SEM, la que presenta menor pérdida de masa, de los
valores más bajos en cuanto a la absorción de agua y la mayor resistencia a la tracción.
Ninguno de los materiales fabricados presentó signos de citotoxicidad lo que indica que los métodos de
fabricación, procesamiento y los parámetros de éstos usados no tienen ningún efecto negativo sobre la
biocompatibilidad de los materiales. Los resultados obtenidos a nivel de la interacción de los
materiales compuestos evaluados con los cultivos celulares son un punto de partida muy interesante
para poder continuar con el uso de estos como materiales con aplicaciones implantables.
5.2. Perspectivas futuras
Las conclusiones de este trabajo de investigación no son definitivas. Quedan, evidentemente, muchos
otros estudios que se deben realizar, para ampliar el conocimiento y manejo de este polímero
97
biodegradable reforzado con hidroxiapatita. A continuación se presentarán algunas ideas sobre los
trabajos futuros que se pueden derivar de la presente investigación.
A pesar de que la técnica del solvent casting ha sido reportada como la que mejores resultados
en cuanto a la dispersión de la fase de refuerzo presenta [2], el hecho de que durante este
trabajo no se haya podido controlar la humedad del ambiente durante el proceso de disolución
y mezcla de los materiales y su posterior secado, hace que se pierda la precisión en las
proporciones de PLA/HA a mezclar, se dificulte la dispersión de la fase de refuerzo por la gran
absorción de agua, además de la excesiva degradación del polímero. Es de gran importancia,
para trabajos futuros, el poder controlar la humedad o trabajar bajo atmosfera inherte con el
objetivo de evitar la degradación del polímero y lograr una mejor dispersión del refuerzo.
El proceso de dispersión del material de relleno en la matriz polimérica debe ser optimizado
con el fin de lograr una mejor integración de ambas fases del material compuesto, esto con el
fin de obtener piezas que puedan conservar su integridad mecánica durante el tiempo que tarda
la consolidación de las fracturas óseas. La exploración inicial mediante el uso de la técnica del
sonicado para la dispersión de la hidroxiapatita es un punto de partida interesante que debe ser
explorado más a fondo.
Se debe ampliar la investigación acerca de otras técnicas de procesamiento mediante las cuales
se pueda mejorar la interacción PLA/HA, tales como la introducción de grupos hidroxilo en las
partículas de hidroxiapatita los cuales permitan una mejor interacción con el PLA [3] [4] y
como consecuencia de ello se mejoren las propiedades mecánicas del material compuesto.
Las técnicas de conformado de este tipo de materiales debes ser estudiadas más a fondo, se
recomienda hace un completo estudio reológico de este tipo de materiales, para entender mejor
su comportamiento ante la técnica de conformado seleccionada y poder de esta manera obtener
piezas si defectos estructurales y bajos niveles de tensiones residuales de manera que sean
aptas para su uso como implantes para osteosíntesis.
Para el caso concreto de la técnica de compresión usada en este trabajo se identifican como
puntos a mejorar en el proceso de conformado el diseño de los moldes de manera que brinden
la posibilidad de liberar los gases y el exceso de material sin afectar el comportamiento
mecánico de las piezas por concentradores de esfuerzos, utilizar una rampa de presión
controlada para permitir la liberación de gases y una mejor distribución del material mientras
se da el proceso de conformado, implementar una rápida refrigeración rápida de las piezas
después del conformado con el fin de evitar exceso de degradación, realizar el proceso de
conformado en cámara de atmosfera inerte para evitar la absorción de humedad durante el
proceso y posterior degradación del material.
Este trabajo hace una exploración preliminar acerca de la biocompatibilidad de los materiales
fabricados mediante el análisis de citotoxicidad, se deben realizar otros cultivos celulares con
el fin de validar los resultados obtenidos. Estos cultivos se deben realizar prestando especial
atención a adhesión y la diferenciación de las células.
98
5.3. Referencias
[1] “Medical Devices | Implanted Medical Devices - Consumer Reports.” 2014.
[2] L. Mathieu, P. Bourban, and J. Manson, “Processing of homogeneous ceramic/polymer blends
for bioresorbable composites,” Compos. Sci. Technol., vol. 66, no. 11–12, pp. 1606–1614,
2006.
[3] T. twang howard edu Wang, L. C. larry chow nist gov Chow, S. A. Frukhtbeyn, A. H. Ting, Q.
Dong, M. Yang, and J. W. jwmitchell howard edu Mitchell, “Improve the Strength of PLA/HA
Composite Through the Use of Surface Initiated Polymerization and Phosphonic Acid Coupling
Agent,” J. Res. Natl. Inst. Stand. Technol., vol. 116, no. 5, pp. 785–796, 2011.
[4] J. Li, X. Lu, and Y. Zheng, “Effect of surface modified hydroxyapatite on the tensile property
improvement of HA/PLA composite,” Appl. Surf. Sci., vol. 255, pp. 494–497, 2008.
[5] Y. Shikinami and M. Okuno, “Bioresorbable devices made of forged composites of
hydroxyapatite (HA) particles and poly-L-lactide (PLLA): Part I. Basic characteristics,”
Biomaterials, vol. 20, p. 859, 1999.
99
6. ANEXOS
100
6.1. Diseño metodológico
Figura 6.1. Esquema del diseño metodológico del trabajo
101
6.2. Cromatogramas de los materiales obtenidos
En las figuras 6.2 a 6.5 se pueden observar los cromatogramas obtenidos para cada muestra:
Figura 6.2. Cromatograma obtenido para la muestra PLA 60/40 9H y curva de calibración
Figura 6.3. Cromatograma obtenido para la muestra PLA 60/40 6H y curva de calibración
102
Figura 6.4. Cromatograma obtenido para la muestra PLA 70/30 6H y curva de calibración
Figura 6.5. Cromatograma obtenido para la muestra PLA 70/30 9H y curva de calibración
103
6.3. Resultados análisis por espectroscopia de energía dispersiva de rayos X
Tabla 6.1. Análisis químicos de los precipitados formados sobre la superficie de los materiales
Composición precipitados (% En peso) Relación Ca/P
Muestra 1 Semana 3 Semanas 8 Semanas 1 Semana 3 Semanas 8 Semanas
60/40 6H 170°
O2: 25,68
Ca: 18,08
P: 8,24
K: 0,23
Cl: 0,22
O2: 37,48
Ca: 16,47
P: 9,32
Cl:0,43
O2: 31,3
Ca: 33,06
P: 19,02
2,19 1,77 1,74
60/40 6H 160°
O2: 39,62
Ca: 17,53
P: 8,12
K: 0,16
Cl: 1,02
Si: 2,13
Ca: 98,82
P: 0,99
O2: 7,99
Ca: 0,76
P: 0,49
K: 0,14
Cl:20,90
2,16
1,55
70/30 6H 170°
O2: 27,17
Ca: 20,80
P: 9,10
K: 0,41
Cl: 4,78
O2: 13,56
Ca: 3,48
P: 2,03
K: 14,08
Cl: 14,54
Si: 0,24
O2: 4,40
Ca: 21,91
P: 11,46
K: 0,3
Cl:1,10
2,29 1,71 1,91
70/30 6H 160°
O2: 30,40
Ca:2,96
P: 1,0
K: 0,23
Cl: 0,40
Si: 4,47
O2: 36,72
Ca: 31,82
P: 17,90
Cl: 0,41
O2: 11,54
Ca: 0,94
P: 0,76
Cl: 15,95
2,96 1,78 1,24
70/30 9H 170°
O2: 32,46
Ca: 14,67
P: 6,0
K: 0,16
Cl: 0,21
Si: 2,24
O2: 34,17
Ca: 16,06
P: 9,42
Cl: 0,91
O2: 11,38
Ca: 4,84
P: 2,9
K: 0,29
Cl: 16,57
2,45 1,70 1,67
70/30 9H 160°
O2: 28,81
Ca: 4,61
P: 1,91
Si: 4,05
O2: 38,16
Ca: 22,72
P: 2,63
Si:0,27
O2: 10,96
Ca: 9,95
P: 5,29
K: 10,88
Cl: 12,72
2,41
1,88
104
6.4. Gráficos obtenidos durante pruebas de tracción
En las figuras 6,6 a 6.8 se pueden observar los gráficos obtenidos durante las pruebas de tracción
para cada una de las muestras:
Figura 6.6. Pruebas de tracción previa inmersión en SBF
105
Figura 6.7: Pruebas de tracción después de una semana de inmersión en SBF
Figura 6.8: Pruebas de tracción después de tres semanas de inmersión en SBF
106
6.5. Gráficos obtenidos durante pruebas de flexión
En las figuras 6.9 a 6.11 se pueden observar los gráficos obtenidos durante las pruebas de
flexión para cada una de las muestras.
Figura 6.9: Pruebas de flexión previa inmersión en SBF
107
Figura 6.10: Pruebas de flexión después de una semana de inmersión en SBF de flexión previa inmersión en SBF
Figura 6.11: Pruebas de flexión después de tres semanas de inmersión en SBF de flexión previa inmersión en SBF
