INFLUENCIA DE LA HIDROXIAPATITA (HA) Y EL …
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INFLUENCIA DE LA HIDROXIAPATITA (HA) Y EL METACRILATO DEL 2- (DIMETILAMINO ETILO), EN LAS PROPIEDADES FÍSICAS, MECÁNICAS Y BIOLÓGICAS EN LOS CEMENTOS ÓSEOS ACRÍLICOS FREDY GALILEO SANTACRUZ BASTIDAS UNIVERSIDAD DE SAN BUENAVENTURA FACULTAD DE INGENIERIA PROGRAMA DE INGENIERIA DE MATERIALES SANTIAGO DE CALI 2014
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INFLUENCIA DE LA HIDROXIAPATITA (HA) Y EL METACRILATO DEL 2-
(DIMETILAMINO ETILO), EN LAS PROPIEDADES FÍSICAS, MECÁNICAS Y
BIOLÓGICAS EN LOS CEMENTOS ÓSEOS ACRÍLICOS
FREDY GALILEO SANTACRUZ BASTIDAS
UNIVERSIDAD DE SAN BUENAVENTURA
FACULTAD DE INGENIERIA
PROGRAMA DE INGENIERIA DE MATERIALES
SANTIAGO DE CALI
2014
2
INFLUENCIA DE LA HIDROXIAPATITA (HA) Y EL METACRILATO DEL 2-
(DIMETILAMINO ETILO), EN LAS PROPIEDADES FÍSICAS, MECÁNICAS Y
BIOLÓGICAS EN LOS CEMENTOS ÓSEOS ACRÍLICOS
FREDY GALILEO SANTACRUZ BASTIDAS
TESIS DE GRADO PARA OPTAR AL TITULO
INGENIERO DE MATERIALES
DIRECTORA
MsC.MAYRA ELIANA VALENCIA ZAPATA
UNIVERSIDAD DE SAN BUENAVENTURA
FACULTAD DE INGENIERIA
PROGRAMA DE INGENIERIA DE MATERIALES
SANTIAGO DE CALI
2014
3
NOTA ACEPTACIÓN
_________________________________
PRESIDENTE DE JURADO
____________________________________
JURADO
___________________________________
JURADO
SANTIAGO DE CALI
2014
4
DEDICATORIA
Dedico este triunfo a las personas que más han confiado en mí.
A mi madre y a mi abuela por su ejemplo de perseverancia, y estar presentes
en cada uno de mis propósitos, acompañándome con su espíritu luchador y de
grandeza, a mi padre, por incentivarme a un respeto profundo y dedicación por
la ciencia.
A mi familia entera por estar siempre presentes y confiar en mis aptitudes, han
estado con su firme apoyo a lo largo de este camino el cual un día decidí y que
transformo mi vida para siempre; aventura que espero jamás abandonar,
porque el camino de la ciencia es el poder de las futuras generaciones.
5
AGRADECIMIENTOS
Agradezco a mis docentes por brindar toda su grandeza en cada una de sus
clases e incentivar y cultivar en mí un espíritu científico y comprometido con el
desarrollo integral de esta sociedad.
A la directora del plan Maribel Amu por abrirme las puertas en esta universidad
y culminar con éxito mi carrera.
A la directora del proyecto Mayra Valencia y a quienes financiaron y
contribuyeron de alguna u otra manera para que fuese posible esta
investigación, mil gracias.
6
TABLA DE CONTENIDO
1. INTRODUCCIÓN .................................................................................. 13
2. OBJETIVOS .......................................................................................... 15
2.1. OBJETIVO GENERAL ...................................................................... 15
2.2. OBJETIVOS ESPECIFICOS ............................................................ 15
3. IMPORTANCIA Y PERTINENCIA DE LA PROPUESTA ...................... 16
4. ESTADO DEL ARTE ............................................................................. 18
4.1. CEMENTOS ÓSEOS ....................................................................... 18
4.2. LA HIDROXIAPATITA ...................................................................... 18
5. METODOLOGIA EXPERIMENTAL ....................................................... 27
5.1. MATERIALES ................................................................................... 27
5.2. SUPERFICIE DE RESPUESTA ....................................................... 28
5.3. PREPARACIÓN DE LOS CEMENTOS ÓSEOS .............................. 33
5.4. CARACTERIZACIÓN DE LOS CEMENTOS ÓSEOS ...................... 33
6. ANÁLISIS Y RESULTADOS ................................................................. 44
6.1. CARACTERIZACIÓN TÉRMICA DE LA REACCIÓN DE
POLIMERIZACIÓN ..................................................................................... 44
6.2. CARACTERIZACIÓN MECÁNICA ................................................... 48
6.3. CARACTERIZACIÓN QUÍMICA ....................................................... 53
6.4. SELECCIÓN DE LA FORMULACIÓN ÓPTIMA ............................... 56
6.5. ENSAYOS COMPLEMENTARIOS ................................................... 58
7. CONCLUSIONES ................................................................................. 65
8. RECOMENDACIONES ......................................................................... 67
9. BIBLIOGRAFIA ..................................................................................... 68
ANEXOS. ....................................................................................................... 77
7
LISTA DE TABLAS
TABLA 1. Porcentajes en peso de algunos elementos presentes en la fase
mineral del hueso .............................................................................................. 20
TABLA 2. Intervalo de estudio de las variables independientes....................... 31
TABLA 3. Composiciones de las mezclas de cementos óseos ........................ 32
TABLA 4. Resistencia y módulo a compresión de las muestras sumergidas a
10 y 20 días ...................................................................................................... 58
TABLA 5. Valores de la relación Ca/P para los cementos óseos modificados
para la muestra óptima y para 10 y 20 días de inmersión en un FBS. .............. 64
8
LISTA DE FIGURAS
FIGURA 1. Estructura de una HA. ................................................................... 19
FIGURA 2. Representación gráfica de los segmentos que constituyen la
diáfisis de un tejido óseo extenso. .................................................................... 21
FIGURA 3. Algunos de los componentes de la fase sólida y líquida de los
cementos óseos preparados en esta investigación. ......................................... 28
FIGURA 4. Estructura de DMAEM ................................................................... 28
FIGURA 5. a) Superficie de respuesta. b) Superficie de contorno................... 29
FIGURA 6. Distribución de experimentos. ....................................................... 30
FIGURA 7. Molde de teflón utilizado en la prueba de curado .......................... 34
FIGURA 8. Montaje utilizado en la prueba de curado ...................................... 34
FIGURA 9. Molde para pruebas de flexión. ..................................................... 36
FIGURA 10. Probetas para pruebas mecánicas. ............................................. 36
FIGURA 11. Montaje de la prueba de compresión .......................................... 37
FIGURA 12. Montaje de la prueba a flexión .................................................... 39
FIGURA 13. Probetas en FBS a 10 días. ........................................................ 41
FIGURA 14. Probetas en FBS a 20 días. ........................................................ 42
FIGURA 15. Microscopio electrónico de barrido y análisis de energías
dispersivas (SEM/EDS) JEOL Modelo JSM 6490LV ........................................ 43
FIGURA 16. Muestra óptima y muestras sumergidas a 10 y 20 días en FBS
para Microscopía electrónica de barrido y análisis de energías dispersivas
(SEM/EDS) ....................................................................................................... 43
FIGURA 17. Tiempo de curado de cementos óseos con HA y DMAEM, a)
Superficie de respuestas y b) Superficie de contorno ....................................... 45
9
FIGURA 18. Temperatura de curado de cementos óseos con HA Y DMAEM, a)
Superficie de respuesta, b) Superficie de contorno .......................................... 46
FIGURA 19. Resistencia de compresión de cementos óseos con HA y
DMAEM, a) Superficie de respuesta, b) Superficie de contorno ....................... 49
FIGURA 20. Módulo a compresión de cementos óseos con HA y DMAEM, a)
Superficie de respuesta y b) Superficie de contorno ......................................... 50
FIGURA 21. Resistencia a la flexión de cementos óseos con HA y DMAEM, a)
Superficie de respuesta, b) Superficie de contorno .......................................... 52
FIGURA 22. Módulo a la flexión de cementos óseos con HA y DMAEM, a)
Superficie de respuesta, b) Superficie de contorno .......................................... 53
FIGURA 23. Monómero residual de cementos óseos con HA y DMAEM, a)
Superficie de respuesta, b) Superficie de contorno .......................................... 55
FIGURA 24. Optimización de las diferentes formulaciones de cementos óseos
preparado en esta investigación. ...................................................................... 57
FIGURA 25. Mecanismo de formación de apatita sobre La Hidroxiapatita ...... 59
FIGURA 26. EDS e imagen SEM a 800X del cementos óseo acrílico de la
muestra patrón sin haber sido inmerso en el fluido biológico simulado. ........... 60
FIGURA 27. Imágenes SEM y EDS de las superficies del cemento óseo a
400X, 800X y 1200X de la muestra óptima después de sumergida 10 días en
FBS ................................................................................................................... 61
FIGURA 28. Imágenes SEM y EDS de las superficies del cemento óseo a
400X, 800X y 1200X de la muestra óptima después de sumergida 20 días en
FBS. .................................................................................................................. 62
10
LISTA DE ANEXOS
ANEXO 1. Datos de la prueba de curado de cementos óseos modificados con HA y
DMAEM ...................................................................................................................................... 77
ANEXO 2. Datos del ensayo de compresión para los cementos óseos modificados con
HA y DMAEN. ........................................................................................................................... 78
ANEXO 3. Datos del ensayo de flexión para los cementos óseos modificados con HA y
DMAEN. ..................................................................................................................................... 79
ANEXO 4. Gráfico del espectro H-NMR de la muestra de la tabla monómero residual y
composición cementos óseo (10% HA - 2,50% DMAEM). ................................................ 80
ANEXO 5. Gráfico del espectro H-NMR de la muestra de la tabla monómero residual y
composición cemento óseo (10% HA 0% DMAEM). ......................................................... 81
ANEXO 6. Gráfico del espectro H-NMR de la muestra de la tabla monómero residual y
composición óseo (0% HA 2,50% DMAEM). ...................................................................... 82
ANEXO 7. Valores del EDS de la prueba In Vitro de los cementos óseos acrílicos de la
muestra óptima a 10 y 20 días de inmersión en un FBS. .................................................. 83
ANEXO 8. Muestra óptima sumergida a 10 días. ............................................................... 83
ANEXO 9. Muestra óptima sumergida a 20 días. ............................................................... 84
ANEXO 10. Tabla monómero residual y composición de las muestras del diseño
experimental.............................................................................................................................. 84
11
RESUMEN
En la presente investigación se prepararon cementos óseos acrílicos con una
relación sólido / líquido de 2/1. El componente líquido consistió en metacrilato
de metilo (MMA), dimetil-p-toluidina y metacrilato de dimetil amino etilo
(DMAEM) como co-monómero alcalino; al mismo tiempo, el elemento sólido
estaba compuesto por perlas de polimetacrilato de metilo (PMMA), sulfato de
bario ,peróxido de benzoilo e hidroxiapatita como carga bioactiva.
Mediante el diseño de superficie de respuesta se estudió el efecto del co-
monómero y de la carga bioáctiva sobre las propiedades de curado,
físicoquímicas y mecánicas y se determinó que los cementos con 1,77 % de
DMAEM y 20 % de HA, poseían la mejor combinación de las propiedades
estudiadas, por lo que a esta formulación se le hicieron ensayos biológicos
complementarios, encontrándose que esta posee un carácter bio-activo con
óptimas propiedades térmicas y mecánicas; con lo cual se infiere que es viable
su uso como agente de relleno intermedio entre el implante y el hueso y en el
área de implantología oral y reconstructiva.
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ABSTRACT
In the present investigation acrylic bone cements were prepared with a solid /
liquid ratio of 2/1. The liquid component consisted of methyl methacrylate (
MMA ) , dimethyl - p -toluidine and dimethyl amino ethyl methacrylate ( DMAEM
) as alkaline comonomer ; while the solid component consisted of beads of
polymethylmethacrylate (PMMA ) , barium sulfate , and benzoyl peroxide as
bioactive hydroxyapatite load .
By response surface design effect of co- monomer and bioactive load on the
curing properties , physicochemical and mechanical was studied and it was
determined that the cement with 1.77 % of 20% DMAEM and HA , had the best
combination of the properties studied , so this formulation were made
complementary biological assays, this finding has a bio- active character with
optimal thermal and mechanical properties ; with which it is inferred that it is
feasible to use as filler intermediate agent between the implant and the bone in
the area of oral implantology and reconstructive
13
1. INTRODUCCIÓN
Los huesos son los encargados de realizar diversas funciones en el organismo,
ya que, son la principal reserva de calcio del cuerpo humano, este al estar en
contacto con los fluidos extracelulares actúa como un agente moderador de la
concentración de calcio en los fluidos corporales, permitiendo equilibrarlo, con
el propósito de llevar un correcto desempeño de algunos procesos
fisicoquímicos de vital importancia. Otra de las funciones que desempeñan es
mecánica y es de servir de soporte de los tejidos y así suministrar
conjuntamente lugares de contención de nuestros músculos, los cuales son los
garantes de la locomoción y el movimiento en nuestro cuerpo.
Existen diversas enfermedades y padecimientos relacionados con los tejidos
óseos, unos de los inconvenientes que se presentan con frecuencia son las
fracturas vertebrales y diferentes lesiones esqueléticas en personas que
padecen de osteoporosis, ya que debido a la debilidad en los huesos y la
compresión vertebral que frecuentemente presentan estos individuos son
propensos a tener usualmente fracturas y lesiones situadas en la zona dorsal y
lumbar, causantes de fuertes dolores de espalda y deformación permanente de
la columna (cifosis). Usualmente, para ser tratados este tipo de inconvenientes
se acude a tratamientos usando elementos como corsés para la espalda, pero
estos pueden conseguir una debilitación general de los tejidos óseos y
aumentan el riesgo de que se ocasionen más fracturas o también se utiliza
fisioterapia para optimizar el movimiento y dar fuerza al entorno de la columna
vertebral. (SAN ROMÁN J y otros, 2002).
Este conjunto de circunstancias ha propiciado un gran interés en estudiar
diferentes biomateriales que puedan llegar a ser útiles en la reconstrucción del
tejido óseo, destacando especialmente los cementos óseos, las cerámicas de
fosfato de calcio como la Hidroxiapatita y en los últimos años también se está
considerando el empleo de Quitosano para mejorar la respuesta biológica de
los cementos, dado que presentan reconocidas propiedades osteo-conductivas
y son capaces de otorgar un andamiaje que en forma progresiva puede ser
14
sustituido por tejido óseo diferenciado (HENCH, 1998) (LEGEROS y
otros,1982) (MOREJON y otros, 2012).
Los cementos óseos son materiales poliméricos biocompatibles con el cuerpo
y son muy reconocidos por sus diversas aplicaciones clínicas y odontológicas
con el objetivo de fijar prótesis metálicas, sin embargo no solo se aprovechan
como material de relleno, sino que también deben tener la propiedad de
conducir diferentes cargas mecánicas de la prótesis al hueso y desempeñarse
como amortiguador entre estos. (CARDOSO, 2005).
Los cementos óseos acrílicos disponibles en el mercado poseen desventajas
tales como, altos calores de reacción, biocompatibilidad restringida e
inadecuadas propiedades mecánicas. Debido a los altos calores de reacción
pueden originar necrosis en el tejido óseo circundante y tanto la falta de
biocompatibilidad como las inadecuadas propiedades mecánicas, pueden
inducir en el aflojamiento del implante o prótesis. Cabe recalcar que estos
polímeros poseen propiedades físicas, químicas y otras de índole práctico que
los hacen atractivos para estas aplicaciones. Por lo mencionado actualmente
es objeto de diversos estudios el desarrollar nuevas formulaciones de este tipo
de cementos óseos que contengan en su composición materiales
elastoméricos, fibras sintéticas, comonómeros hidrofílicos, activadores de baja
toxicidad y/o cerámicas biocompatibles (hidroxiapatita - HA), para mejorar la
bioactividad. (MAY-PAT y otros, 2010).
El objetivo de este proyecto fue evaluar mediante un diseño de superficies de
respuesta la influencia de la composición química de cementos óseos acrílicos
para regeneración ósea modificados con el co- monómero metacrilato del 2-
(dimetilamino etilo) (DMAEM) e hidroxiapatita (HA), sobre las propiedades
mecánicas, de curado, y biológicas. A la formulación con propiedades óptimas
se le realizaron pruebas complementarias (físicas, térmicas, químicas y
biológicas).
15
2. OBJETIVOS
2.1. OBJETIVO GENERAL
Obtener y caracterizar cementos óseos acrílicos con Metacrilato del 2-
(dimetilamino etilo) como co‐monómero e hidroxiapatita, y evaluar su posible
aplicación para regeneración ósea.
2.2. OBJETIVOS ESPECIFICOS
Preparar cementos óseos utilizando diferentes porcentajes de co‐monómero e
hidroxiapatita (HA).
Evaluar la influencia de la variación del porcentaje de co‐monómeros y de HA
sobre las propiedades mecánicas (compresión) y biológicas (formación de
fosfatos de calcio en un fluido corporal simulado) de los cementos óseos.
Caracterizar física, mecánica, térmica y químicamente, las formulaciones de
cementos óseos que presenten las mejores propiedades mecánicas y
biológicas.
16
3. IMPORTANCIA Y PERTINENCIA DE LA PROPUESTA
Una de las enfermedades más estudiadas y comúnmente presentadas por las
personas, debido al progresivo y evidente deterioro de las articulaciones y el
tejido óseo son la artrosis y la osteoporosis; éstas debido a que comprometen
la integridad física del paciente, se han convertido en la causa más frecuente
de incapacidad, ya que afectan a cientos de millones de personas en todo el
planeta.
Los problemas más frecuentes son los dolores de espalda, los cuales son
causantes de la segunda ausencia laboral justificada por enfermedad, sin
contar que en investigaciones se plantea, que el 40% de las mujeres en el
mundo, mayores de 50 años de edad, padecerá de alguna fractura e
ineficiencia relacionada con la osteoporosis y en la última década este
fenómeno se ha duplicado; otros estudios advierten que el número de fracturas
en la zona de la cadera, incrementará de alrededor de 1.7 millones cifra
obtenida en el año 1990 hasta 6.3 millones en el año 2050.
Según estudios se calcula que para el periodo comprendido entre los años
1990 y 2020, la población mayor de 50 años de edad se duplicará a nivel
mundial, por lo que se incrementa la necesidad de encaminar estudios
científicos; esto con el fin de resolver patologías y traumatismos relacionados
con el tejido óseo, los cuales se han convertido en un tema de gran importancia
e impacto en la sociedad. (WOOLF, 2005).
Como respuesta a las dificultades antes mencionadas, la aparición de
biomateriales como los cementos óseos acrílicos, se impone como una muy
apropiada solución, permitiendo obtener al individuo soluciones claras y así
poder recuperar su normal estilo de vida.
Se ha comprobado que su eficacia es total hasta alrededor de los siete años,
reduciendo su efectividad incluso en un 80% después de los 15 años de su
uso; en comparación con las implantaciones de prótesis no cementadas.
17
A pesar de las propiedades mencionadas, uno de los problemas más
frecuentes en los cementos óseos acrílicos se asocia a su elevada exotérmia
que una vez implantado puede conducir a la necrosis térmica del tejido
circundante, adicional a ello durante el curado del cemento en la cavidad ósea,
y como resultado de la elevada viscosidad de la masa reaccionante, la reacción
de polimerización se desarrolla con dificultades, causando en su proceso una
interrupción y como consecuencia el impedimento del consumo total del
monómero, cuando el sistema alcanza la rigidez macromolecular característica
del estado vítreo. La depreciación en la velocidad de los radicales libres, como
resultado del incremento de la viscosidad del medio, permite que una cantidad
de monómero residual quede sin reaccionar durante prolongados lapsos de
tiempo, y como consecuencia de su bajo peso molecular, emigra hacia la
superficie del cemento por lo que es el causante de daño tisular, lo que es
denominado como necrosis química, provocada por la toxicidad del monómero.
Por otra parte, la carencia de adhesión de las prótesis en consecuencia a su
baja bioactividad del polímero, ocasiona poca fijación y posterior aflojamiento
de las mismas. (MOREJON y otros, 2006) (VAZQUEZ y otros, 1999).
Debido a lo expuesto anteriormente, en este proyecto se plantea el modificar
los cementos óseos acrílicos basados en MMA mediante la incorporación de
Hidroxiapatita (HA) y de un comonómero con grupo amino (DMAEM) para
evaluar la influencia de dichos componentes sobre propiedades tales como la
temperatura de polimerización, la bioactividad o biocompatibilidad y el
comportamiento mecánico.
18
4. ESTADO DEL ARTE
4.1. CEMENTOS ÓSEOS
Actualmente se cuenta con una gran variedad de presentaciones comerciales
de cementos acrílicos de PMMA, todas compuestas por una fase sólida en
polvo y una fase líquida las cuales son esterilizadas a través de radiación
gamma y ultrafiltración antes de ser implantadas (FONTECHA UMAÑA, 2006).
La auto polimerización se lleva a cabo una vez el líquido es agregado al polvo,
constituyendo una pasta maleable. La reacción de polimerización del PMMA es
de tipo exotérmico que proporciona como consecuencia una sustancia pastosa
que se auto fragua en un corto periodo de tiempo.
Los cementos óseos son utilizados en ortopedia como sustituto de hueso
perdido por trauma o cirugía, cemento adhesivo para cirugía ortopédica,
promoción de crecimiento de hueso a su alrededor, también es usado en el
campo de la odontología y la cirugía maxilofacial como base o revestimiento
para proteger la pulpa, material protector de la pulpa expuesta, promotor de la
remineralización en casos de afección periodontal, material de obturación
temporal, material reconstructor de las crestas alveolares en pacientes
endentados, material de obturación endodóntica de canales radiculares,
cementación de pines de retención, obturación de bolsas después de
extracciones dentarias, cemento para fijación de implantes dentales, cemento
adhesivo, material de remineralización y de sensibilización de raíces dentales
expuestas. (DE LA TORRE y otros, 2002)
4.2. LA HIDROXIAPATITA
La Hidroxiapatita es un cerámico que permite la fijación bioactiva, la invasión
de células y de nutrientes que promueven la regeneración de los tejidos
(Ca10[PO4]6[OH]2), es uno de los minerales provenientes de los diversos
compuestos del calcio, este debido a su actividad ósteoconductora se comporta
19
de manera tolerante y biocompatible frente al organismo humano. Este
corresponde a uno de los biomateriales frecuentemente empleados en diversas
aplicaciones en el campo de la medicina y cirugía, debido a que este es un
fosfato de calcio demasiado similar a la del tejido óseo, en cuanto a su
composición química, por lo que se puede emplear como substitución de
pequeñas partes de hueso, también es frecuentemente usado como relleno de
cavidades en odontología, y para el recubrimiento de superficies de metales
utilizados en implantes. (TEIXEIRA y otros, 2009).
Ca10-x (HPO4)x(PO4)6-x (OH)2-x
Fuente: PUTLAYEV, Valery.
[En línea] <www.hsms.msu.ru/pdf/bio-dresden.ppt>.
La HA es una cerámica con muy buenas propiedades de dureza, ésta es
refractaria, y posee un punto de fusión por encima de los 1500°C. Igualmente,
el carácter iónico le brinda la particularidad de poder sustituir parcial o
completamente los iones de la red por otros de igual dimensión (PO43-por H
PO42-. Ca2+ por K+ o Mg2+. OH-por F-. Cl-. Br-) lo que le suministra la propiedad
de insolubilidad (alrededor de 1.0% de su volumen cada año desde el momento
de su implantación). Su densidad y relación ideal de Ca/P son de alrededor de
3.219 g/cm3 y de 10:6 (1.6667) respectivamente. (MAY-PAT y otros, 2010)
(LONDOÑO y otros, 2006).
FIGURA 1. Estructura de una HA.
20
El tejido óseo se conforma por diminutas partículas minerales las cuales se
encuentran dispersas en una matriz orgánica, esta principalmente se encuentra
formada por fibras de colágeno. En general se puede inferir que la fase mineral
corresponde a un 30-40% en volumen, y que en cuanto al material orgánico
constituye un 34-42%, y por último el agua el cual representa entre un 16 y un
27%. La fase mineral del tejido óseo se encuentra conformado primordialmente
por diminutos cristales de hidroxiapatita deficiente en calcio carbonatada, a
pesar de que se encuentran presentes en él, distintos fosfatos de calcio, tales
como la whitlockita y el fosfato octacálcico. En la Tabla 1., se identifican los
elementos más importantes que constituyen la fase mineral del hueso.
Fuente: CUADRADO y otros. 2006
Macroestructuralmente hablando, el hueso maduro se desarrolla en dos tipos o
formas, cortical o compacto y trabecular o esponjoso. La diferencia principal
entre los dos tipos radica en la orientación espacial de los elementos orgánicos
y minerales que los compone. El hueso cortical se localiza en el exterior de los
huesos. Este es mucho más pesado en comparación con el hueso trabecular, y
TABLA 1. Porcentajes en peso de algunos elementos presentes en la fase
mineral del hueso
21
este se encuentra conformado por unidades cilíndricas paralelas llamadas
osteonas o sistemas haversianos. El tejido óseo cortical es anisotrópico, y la
direccionalidad de las osteonas son determinantes, en gran parte, de la
direccionalidad de sus propiedades mecánicas. (KHOR y otros, 1997)
El tejido óseo trabecular es más liviano en comparación con el hueso
compacto, y se ubica en los extremos y en la parte interior de la diáfisis de los
huesos extensos, en el interior de los huesos pequeños y en medio de las
superficies de los huesos planos. Está constituido por pequeñas barras y
placas de hueso, conformando una estructura con porosidad abierta, muy
parecido al de una esponja. En la Figura 2. se puede observar una
representación gráfica de los segmentos que constituyen la diáfisis de un
hueso extenso, con las fases estructurales características del tejido óseo
cortical y el tejido óseo trabecular.
Fuente: CUADRADO y otros, 2006
Microscópicamente hablando se diferencia el hueso maduro o laminar, en que
el colágeno en forma de fibras se orienta normalmente formando láminas, a
diferencia en donde el tejido óseo en donde las fibras de colágeno se orientan
FIGURA 2. Representación gráfica de los segmentos que constituyen la
diáfisis de un tejido óseo extenso.
22
sin dirección alguna. El tejido óseo neoformado, así como en los estados
embrionarios, en la reparación de fisuras o igualmente en la incorporación de
un injerto óseo originalmente es hueso fibroso. El cual se va transformando en
estructura lamelar a través del proceso de remodelación. En el cual las fibras
de colágeno adquieren una orientación de forma paralela lo que anteriormente
estaban sin orientación alguna y al azar (GINEBRA MOLINS, 1996).
Los huesos poseen características muy peculiares en cuanto a la integridad
del esqueleto, éste al sufrir lesiones o fracturas no manifiesta formación de una
capa fibrosa, en total diferencia a la respuesta de los demás tejidos. El tejido
óseo responde con la regeneración total de la fibra osteológica y
posteriormente remodelando en la misma dirección de las tensiones locales. En
muchos de los casos, basta con el desarrollo eficaz del organismo para
enmendar la prolongación del daño, pero en diversos casos donde hay perdida
de gran cantidad de masa ósea se ve la necesidad de buscar alternativas
eficaces las cuales pueden ser acudir a los injertos de tejido óseo o de un
biomaterial como los cementos óseos acrílicos. [En línea]:
<http://www.emexico.gob.mx/wb2/eMex/eMex_Fracturasvertebrales>
Los autoinjertos soportan una alta carga tensil de 2300 N aproximadamente,
poseen una gran rigidez de alrededor de 620 N, y tienen la posibilidad de
ofrecer una fuerte fijación a través de sus extremos óseos tomados del mismo
sujeto, pero su gran limitación es que generalmente requieren de una segunda
operación con el objetivo de rellenar la cavidad evacuada al extraer el
autoinjerto, y esto implica otro proceso de recuperación del paciente
incrementando costos además que el organismo del paciente puede
suministrar sólo una cantidad muy reducida de tejido óseo, que en la mayoría
de los casos es insuficiente. (GARCIA y otros, 2004)
En el caso de los aloinjertos, que son injertos tomados de otros donantes
humanos, implica diversos cuidados ya que pueden inducir a dificultades de
23
rechazo y de potencial inducción como conducto transmisor de enfermedades,
como el síndrome de inmunodeficiencia adquirida (SIDA) o la hepatitis B.
En general, con el objetivo de corregir el deterioro de la masa ósea y de
algunas de las articulaciones se hace uso de implantes con estructura
sustitutiva, orgánica o artificial, brindando así al individuo una sustitución
segura, con las correspondientes propiedades y características optimas, para
así desempeñar la función de corregir fielmente la zona afectada; lo cual
pertenece al papel fundamental del origen de los biomateriales, de
reemplazar, remediar o solucionar fallas en el organismo.
Uno de los elementos importantes que debe ser tenido en cuenta a la hora del
diseño de un biomaterial sin importar que cumpla, temporal o
permanentemente la función mecánica del tejido óseo, son las fuerzas a las
cuales este material substitutivo estará sometido, ya que estos frecuentemente
están expuestos a cargas de distintos tipos debido a las diversas actividades
del individuo, tanto compresivas, como de tracción o de cizalladura y el hueso
debe su resistencia a la compresión y a cizalladura a la fase mineral que
contiene, mientras que el colágeno le proporciona su resistencia a la tracción;
ésta es una manifestación de la naturaleza viscoelástica del hueso (ZULUAGA
y otros, 2012).
Actualmente existen líneas de investigación centradas en el estudio de las
propiedades biomédicas de las cerámicas bioactivas. Estos materiales son
completamente biocompatibles y osteoconductores; ya que estos facilitan una
estructura sobre la cual los osteoblastos pueden consignar hueso nuevo, y
tienen la capacidad de formar enlaces directamente con el tejido óseo.
Los materiales llamados bioactivos, acogen una respuesta biológica específica
en la interface, obteniendo así como resultado la formación de hueso entre el
tejido y el material. Bajo este concepto se han incluido un gran número de
materiales con un amplio intervalo de velocidades de enlace con el tejido óseo
24
y grosores de las capas de enlace interfaciales. Dentro de este grupo cabe
destacar los biovidrios, y las cerámicas de fosfatos de calcio, como el fosfato
tricálcico ß (ß-TCP) y la hidroxiapatita (HA). Cualesquiera de estos materiales
son capaces de formar enlaces o uniones interfaciales con el tejido adyacente,
pero cada uno de ellos difieren en el tiempo en el cual se crea el enlace, la
fuerza del enlace, los mecanismos de enlace y el espesor de la capa formada.
(HENCH, 1998).
La hidroxiapatita tiene la particularidad de que puede ser obtenida de corales
marinos, del propio hueso o sintetizada en laboratorio. Esta es una biocerámica
que ha sido ampliamente utilizada en la corrección de defectos óseos en el
hombre, tales como en aplicaciones de la cirugía ortopédica, incluyendo la
fijación de fracturas, reemplazo óseo, reparación de hombro, cartílago y
menisco, fijación de ligamentos y en diversas especies animales, obteniendo
resultados demasiado satisfactorios, por lo que se constituye como una
alternativa clara y lo suficientemente indicada, para la utilización clínica en lo
que a implantes óseos se refiere.
Algunas de las características peculiares como la porosidad en su superficie,
hace que la hidroxiapatita promueva un substrato adicional para la proliferación
del tejido óseo. Igualmente, es fiel influyente en la unión, proliferación,
migración y expresión fenotípica de células óseas, obteniendo como resultado
la formación de nuevo tejido óseo en convergencia directa al biomaterial.
(BERNAL-GAONA, 2013).
Algunos estudios apuntan a utilizar la hidroxiapatita en conjunto con la lignina;
este es un componente de la pared celular de las plantas leñosas que les
proporciona rigidez y actúa como agente permanente de unión entre las
células. Este es considerado como un polímero complejo y con un muy alto
peso molecular compuesto por unidades de fenilpropano, en ello los
investigadores han realizado evaluaciones tanto histológicas como de la
biocompatibilidad y bioconductividad del compuesto que posteriormente fue
25
implantado en tibias de conejos, y lograron observar que existía más
integración del compuesto al tejido óseo cuando se trabajó con mayores
concentraciones de HA, concluyendo que el compuesto de hidroxiapatita y
lignina muestra características significativamente biocompatibles,
ósteoconductoras y favorece la oseointegración; por lo que lograría ser un
substituto importante y eficiente en cuanto a implantes de tejido óseo.
(MARTINEZ y otros, 2009).
También se han reportado el uso de mezclas de metacrilato de metilo con
ácido metacrílico (MAA) o dietil amino etil metacrilato (DEAEMA) en la síntesis
de cementos óseos, con tiempos de curado, propiedades en tensión,
compresión, flexión en muestras sin y con acondicionamiento en fluido corporal
simulado, los ensayos mecánicos mostraron un aumento en la resistencia a la
compresión y flexión en aquellos cementos que contenían ácido metacrílico
comparada con la exhibida por los cementos preparados sin comonómero.
(MAY-PAT y otros, 2012).
También los cementos acrílicos tienen una gran aplicación como cementos
dentales, por ejemplo las resinas con refuerzos están remplazando tanto a los
acrílicos sin relleno como a los silicatos en la odontología clínica. Son
superiores al acrílico sin relleno en resistencia a la abrasión, coeficiente de
expansión térmica y facilidad de colocación. También están desplazando al
silicato por sus propiedades de mezcla consistente y su insolubilidad. (E &
GUERCIO, 2007).
En el caso de los composites PMMA-HA se han realizado ensayos preclínicos
con el objetivo de evaluar la eficacia de estos cementos en la fijación del
implante usando para ello diferentes modelos animales.
Un ejemplo es el estudio realizado en un modelo animal canino, en el que se
practicaron implantes de cadera bilateral, uno fijado con el cemento óseo que
contenía la HA experimental y el otro utilizando el PMMA estándar. Los
26
cementos óseos de HA usados en el estudio demostraron ser biocompatibles,
mostraron fraguar con una reacción exotérmica más baja que los cementos
óseos convencionales y tuvieron un límite de resistencia cinco veces mayor.
(CAMAIL y otros, 1995).
Otros investigadores han realizado estudios con cementos óseos acrílicos con
7 % de HA comparado la reacción del tejido con respecto al cemento óseo
comercial CMW1. Usaron para la prueba in vivo conejos albinos, a los cuales,
se les implantaron ambos cementos dentro de los músculos paravertebrales.
Evaluaron la reacción del tejido a diferentes edades post-implantación y
comprobaron que los cementos con HA son más biocompatibles que los
cementos óseos CMW1 y que esta formulación puede ser usada clínicamente.
(SERBETCI K y otros, 2002).
27
5. METODOLOGIA EXPERIMENTAL
5.1. MATERIALES
Los materiales que se usaron durante esta investigación, consistieron en:
FASE SÓLIDA
Perlas de polimetacrilato de metilo (PMMA), Veracril®, (New Stetic).
Peróxido de benzoílo (PBO), 97% peso seco, Alfa Aesar® (a Johnson
Matthey Company).
Sulfato de bario (BaSO4), con una pureza del 99%, Alfa Aesar®,
(Johnson Matthey Company).
Hidroxiapatita (HA) comercial,Aldrich®.
FASE LÍQUIDA
Metacrilato de metilo (MMA), estabilizado para síntesis, con una pureza
>99%, (MERCK).
Metacrilato del 2‐(dimetilamino etilo), (DMAEM),99 % de pureza,(
MERCK).
N, N‐dimetilp‐toluidina, (DMPT) para síntesis, pureza >99%,(MERCK).
28
Fuente: LOZANO, 2012
Fuente: VALENCIA ZAPATA, M. 2009
5.2. SUPERFICIE DE RESPUESTA
FIGURA 3. Algunos de los componentes de la fase sólida y
líquida de los cementos óseos preparados en esta investigación.
FIGURA 4. Estructura de DMAEM
29
La técnica de superficie de respuesta, o MSR, es una recopilación de
metodologías matemáticas y estadísticas útiles en el modelado y el análisis de
problemas en los que una respuesta de interés acoge la influencia de diversas
variables y, donde el objetivo es optimizar esta respuesta.
Puesto que en esta investigación el propósito fue evaluar la influencia de dos
variables específicas sobre los cementos óseos, este modelo resultó adecuado
para maximizar o minimizar algunas de las propiedades más relevantes del
material.
Por lo general, las superficies de respuesta se representan gráficamente como
se muestra en la Figura 5.a), donde Y se grafica en función de las variables x1
y x2. Para ayudar a visualizar la forma de una superficie de respuesta, con
frecuencia se grafican los contornos de la superficie de respuesta como se
muestra en la Figura 5.b) En las gráficas de contorno se trazan las líneas de
respuesta constante, en el plano x1, x2. Cada contorno corresponde a una
altura en particular de la superficie de respuesta.
a) b)
Fuente: VALENCIA ZAPATA, M. 2009
En esta investigación se usó un modelo de superficies de respuesta, el cual
utiliza un diseño central compuesto. Este diseño se compone de 13
FIGURA 5. a) Superficie de respuesta. b) Superficie de contorno.
30
combinaciones experimentales distribuidas de la siguiente manera: (ver Figura
6)
• 4 combinaciones componen el diseño factorial 22, con el cual se puede
obtener el efecto de los dos factores o variables independientes.
• 4 combinaciones más para obtener el diseño central compuesto, denominado
combinación “estrella”, con el cual se puede determinar si existe interacción
entre las dos variables independientes.
• 5 repeticiones en el centro para poder estimar el error experimental.
Fuente: VALENCIA ZAPATA, 2009
Con el objetivo de establecer los rangos para los cuales se desarrolló la
investigación, se tuvo en cuenta los diversos estudios y resultados obtenidos
por autores; partiendo de la importancia bioactiva que brinda el
comonómerometacrilato de dimetilamino etilo (DMAEM) en su estado líquido en
el cemento, como lo han demostrado (LOZANO, 2012) (MAY-PAT y otros,
FIGURA 6. Distribución de experimentos.
31
2012) y valiendo de la importancia de la HA siendo este actualmente muy
estudiado por demostrar propiedades de biocompatibilidad, no toxicidad,
estabilidad química, osteoconducción y bioactividad; que influyen directamente
en las características mecánicas, térmicas y biológicas del cemento óseo
acrílico haciéndolo al material muy práctico para usos médicos. (MENDEZ y
otros, 2004).
Entonces, se definió tanto de la fase liquida y la fase sólida las
correspondientes variables independientes, las cuales fueron: % p/p de
DMAEM y él % p/p de hidroxiapatita comercial. Igualmente, se conservaron
constantes en todos los procedimientos la concentración de, dimetil-p-toluidina
(DMPT) y peróxido de benzoílo (BPO), Los rangos objeto de la investigación
planteado que establecen la región experimental del estudio, se pueden
observar en la tabla 2. Las variables de respuesta o dependientes fueron los
parámetros de curado (temperatura máxima y tiempo de curado) y la
resistencia mecánica (Resistencia a compresión y módulo elástico en
compresión).
A través del programa estadístico Minitab 16, se procedió a elaborar el diseño
de experimentos de superficie de respuesta de las variables anteriormente
mencionadas. Como se muestra en la tabla 3.
Los resultados arrojados por el programa estadístico de las superficies de
respuesta constan en función de los factores o variables independientes, por lo
que se puede decir esto nos facilita el empleo de un modelo
matemático polinomial de segundo orden para demostrar en función de éstas
los resultados, esto se demuestra en la ecuación 1.
Variable Intervalo (% p/p)
Hidroxiapatita Comercial (HA) 0-20
Metacrilato del 2 - (dimetilamino etilo) (DMAEM) 0-5
TABLA 2. Intervalo de estudio de las variables independientes.
32
(Ecuación 1)
Los parámetros de curado y la determinación del comportamiento mecánico en
cuanto a sus resultados, son simbolizados con la variable Y. En cuanto al
contenido de HA y de co‐monómero son representados
correspondientementecon las variables X1 y X2, y los parámetros constantes
del modelo se representan con las letras A, B, C, D, E y F respectivamente.
Partiendo del análisis de regresión múltiple de los resultados experimentales, a
través del método de mínimos cuadrados se logró definir las constantes del
modelo como el coeficiente de correlación de éste.
5.2.1. DISEÑO DE EXPERIMENTOS
La fase sólida y liquida de la investigación consistió en los componentes que se
describen a continuación: dentro de la fase solida se encuentra el PMMA, como
polímero base, el PBO como iniciador, en donde en todos los procedimientos
se conservó un valor porcentual constante de 1% en peso, el Sulfato de bario
como agente radiopaco también constante con un valor porcentual de 10% en
peso, e HA como componente bioactivo. Mientras que la fase líquida consistió
en el MMA como monómero base, el DMAEM como co-monómero alcalino y la
DMPT como el único componente constante con un 2.5% en peso. El resultado
de las composiciones finales de las mezclas obtenidas a través del diseño de
experimentos, se observan en la tabla 3 respectivamente.
TABLA 3. Composiciones de las mezclas de cementos óseos
MUESTRA MMA DMPT DMAEM PMMA BPO BaSO4 H.A.
1 96,77 2,50 0,73 71,93 1,00 10,00 17,07
2 95,00 2,50 2,50 79,00 1,00 10,00 10,00
3 92,50 2,50 5,00 79,00 1,00 10,00 10,00
4 95,00 2,50 2,50 69,00 1,00 10,00 20,00
5 93,23 2,50 4,27 71,93 1,00 10,00 17,07
6 95,00 2,50 2,50 79,00 1,00 10,00 10,00
7 97,50 2,50 0,00 79,00 1,00 10,00 10,00
8 95,00 2,50 2,50 79,00 1,00 10,00 10,00
9 95,00 2,50 2,50 79,00 1,00 10,00 10,00
10 95,00 2,50 2,50 89,00 1,00 10,00 0,00
11 96,77 2,50 0,73 86,07 1,00 10,00 2,93
12 95,00 2,50 2,50 79,00 1,00 10,00 10,00
13 93,23 2,50 4,27 86,07 1,00 10,00 2,93
LIQUIDA (%) SOLIDA (%)
33
5.3. PREPARACIÓN DE LOS CEMENTOS ÓSEOS
De acuerdo con las proporciones arrojadas por el diseño se prepararon los
cementos manteniendo siempre una relación sólido/líquido de 2/1. En todos
los casos, se llevó a cabo un mezclado manual.
Primeramente se vertieron los componentes líquidos (MMA + comonómero +
DMPT) y sólidos (PMMA + BPO + BaSO4 + HA en diferentes recipientes, y
rápidamente se mezclaron las dos fases, manteniendo precaución de
incorporar completamente el componente líquido a la fase sólida, anteriormente
a la ejecución de la mezcla de ambas fases, los componentes estuvieron
conservados a 23 ± 2ºC durante aproximadamente un tiempo de 2 horas.
5.4. CARACTERIZACIÓN DE LOS CEMENTOS ÓSEOS
A todas las mezclas arrojadas en el diseño de experimento se les realizaron
pruebas de curado, ensayos mecánicos de compresión, flexión y un ensayo
químico de resonancia magnética nuclear protónica (1H NMR) para determinar
su contenido de monómero residual.
A los cementos con las propiedades más adecuadas, se les realizó una
caracterización complementaria que consistió en pruebas térmicas, mecánicas
34
y biológicas (in vitro) en un fluido corporal simulado (FCS). A continuación se
describen las condiciones en las que se realizaron cada uno de los ensayos.
5.4.1. PRUEBAS DE CURADO
Inmediatamente después de la mezcla de los componentes sólido y líquido, el
cemento fue depositado en un molde de teflón con agujeros de 10 mm de
diámetro y 15 mm de altura; se registraron datos de temperatura y tiempo.
Se inicia el registro del tiempo, cuando la masa se introduce en el molde se
efectúa el cálculo de la temperatura y tiempo de reacción, utilizando una
termocupla conectada a un CBL TEXAS INSTRUMENTS, generando el registro
de los datos hasta que se obtuvo la temperatura máxima de curado.
El molde de teflón permaneció en un baño de temperatura controlada
aproximadamente a 23ºC durante toda la prueba. En la Figura 7. se muestra el
molde de teflón utilizado. En la figura 8. se aprecia el montaje utilizado para
esta prueba.
Fuente: ARANGO y otros, 2013
FIGURA 7. Molde de teflón utilizado en la prueba de curado
FIGURA 8. Montaje utilizado en la prueba de curado
35
La temperatura de curado se estableció a partir de la ecuación 2, propuesta en
la Norma ISO 5833:1992.
(Ecuación 2)
5.4.2. PRUEBAS MECÁNICAS
Las probetas utilizadas para las diversas pruebas mecánicas se realizaron con
moldes de teflón que contenían la forma de cada una de éstas, de acuerdo al
tipo de ensayo a realizar. Estos moldes son puestos sobre placas de teflón y
una vez depositado en éstos el cemento óseo, se les aplicó una presión baja
hasta que el cemento endureció.
Para cada prueba se ensayaron mínimo 6 probetas después de una semana de
preparadas. Las probetas para cada una de las pruebas fueron las siguientes:
para compresión cilindros de 6 mm de diámetro y 12 mm de alto; barras
36
rectangulares de 75 mm de largo, 10 mm de ancho y 3 mm de espesor, para
flexión.
Cualquier probeta que exhibiera poros de aire o cualquier otra discontinuidad
en su superficie con un tamaño detectable, fue descartada. Cada una de las
muestras que resultaron aprobadas se almacenó al aire manteniendo su control
a temperatura ambiente durante un lapso de tiempo de 7 días contados desde
el inicio en que se desarrolló la mezcla. Seguidamente, las probetas se
rectificaron manualmente con un papel abrasivo del grado 220. Por último, se
calcularon las dimensiones de cada una de las probetas de ensayo con una
exactitud de ± 0,01 mm y se prepararon nuevamente por un periodo de 15 min
a una temperatura de 23ºC previamente a la realización de los ensayos de
caracterización.
FIGURA 9. Molde para pruebas de flexión.
FIGURA 10. Probetas para pruebas mecánicas.
37
Fuente: VALENCIA ZAPATA,. 2009
5.4.3. ENSAYO A COMPRESIÓN
El ensayo se llevó acabo con una celda de carga de 5kN, a una velocidad de
aplicación de carga de 20mm/min de acuerdo con lo estipulado en la Norma
ISO 5833:1992. Se almacenaron los datos de carga y deformación. El cálculo
de la resistencia a compresión se obtuvo empleando la carga máxima dividida
sobre el área del cilindro, mientras que el módulo a compresión se calculó
como la pendiente de la zona elástica del gráfico esfuerzo‐deformación. Con el
propósito de un óptimo análisis de resultados los cálculos se realizaron con el
valor promedio de 6 repeticiones por cada prueba.
Fuente: LOZANO, 2012
FIGURA 11. Montaje de la prueba de compresión
38
5.4.4. ENSAYO A FLEXIÓN
El ensayo de flexión a cuatro puntos se llevó a cabo conforme con lo planteado
en la Norma ISO 5833:1992 en un equipo con la referencia INSTRON modelo
3369 de ensayos mecánicos universales empleando una celda de carga de 500
N, a una velocidad de desplazamiento entre sus mordazas de 5 mm/min, en el
cual se reportó un promedio de 6 mediciones por cada procedimiento. De igual
manera se almacenaron los datos de carga y deflexión; y conforme con las
ecuaciones presentadas en la Norma ISO 5833:1992 (ecuaciones 3 y4), se
procedió a calcular la resistencia (B) y el módulo a flexión (E).
(Ecuación 3)
(Ecuación 4)
Dónde:
F: Fuerza de fractura
h: Espesor de la probeta
ΔF: Rango de carga entre 35 y 15 N (20 N)
b: Ancho de la probeta
a: Distancia entre los puntos de apoyo internos (20 mm)
l: Distancia entre los puntos de apoyo externos (60 mm)
f: Diferencia entre las deflexiones bajo 15 y 35 N
39
Fuente: LOZANO, 2012
5.4.5. MONÓMERO RESIDUAL
Los cementos óseos, una semana después de haber sido preparados, fueron
disueltos en cloroformo deuterado (CDCl3) en el fondo de un tubo cilíndrico de
cuarzo y llevados a un equipo de resonancia magnética nuclear, donde se les
realizó un ensayo de resonancia magnética nuclear protónica (1H NMR) este
se realizó a temperatura ambiente en un equipo de resonancia magnética
nuclear BRUKER usando tetrametilsilano (TMS) como referencia interna y a
una frecuencia de 400.13 MHz.
FIGURA 12. Montaje de la prueba a flexión
40
Efectuando la integración de las señales de los protones metóxilo del MMA y
del PMMA se fue posible calcular de manera porcentual el monómero residual
(MR).
La cantidad empleada del comonómero del Metacrilato del 2‐ (dimetilamino
etilo) (DMAEM) la cual se agregó al cemento óseo era demasiado pequeña por
lo que las señales de los protones metilo, no se consiguieron integrar y por
consiguiente en el espectro no se pudo identificar dichas señales en las partes
por millón que frecuentemente se presentan acorde con lo referenciado por la
bibliografía (CAMAIL y otros, 1995). Para efectuar el cálculo del M.R se utilizó
la ecuación 5.
(Ecuación 5)
Dónde:
AMMA: Área de la señal de los protones metoxilo del MMA (δ = 3.7 ppm)
APMMA: Área de la señal de los protones metoxilo del PMMA (δ = 3.6 ppm)
5.4.6. PRUEBAS IN VITRO
Con el fin de evaluar la interacción del cemento óseo con el medio fisiológico,
se procedió a sumergir 20 réplicas del material modificado con HA y DMAEM
de la muestra que obtuvo la mejor respuesta a las pruebas antes mencionadas
en un fluido biológico simulado (FBS) durante un periodo de tiempo de 20 días.
El FBS ostenta una composición iónica equivalente a la del plasma sanguíneo
humano. La proporción volumen de FBS/área del cemento óseo utilizada en la
investigación correspondió a 10 ml/cm2.
41
Después de haberse calculado el volumen apropiado del FBS (57 ml por cada
una de las muestras), éste se sitúa en un recipiente de plástico y las probetas
son inmersas totalmente en la solución a una temperatura controlada de 23 ±
2°C. Inmediatamente pasados los 10 y 20 días, correspondientemente, se
retiran las muestras de la solución FBS, y se acondicionan a través de un
enjuague con agua destilada y un ligero secado con aire caliente para
posteriormente ser evaluadas mecánicamente por medio del ensayo a
compresión.
FIGURA 13. Probetas en FBS a 10 días.
42
5.4.7. MICROSCOPIA ELECTRÓNICA DE BARRIDO (SEM)
Después de estar sumergidas las muestras por dos periodos de tiempo
diferentes 10 y 20 días respectivamente en un fluido corporal simulado, se
procedió a observar las muestras en un microscopio electrónico de barrido con
el fin de analizar el crecimiento de capas apatitícas en la superficie.
Para ello se utilizó un Microscopio Electrónico de Barrido (SEM) con referencia
JEOL SEM modelo JSM – 6490LV como se observa en la figura 15. Con
imágenes de electrones secundarios, este dispositivo (SEM) fue acoplado a un
sistema de micro-análisis químico por espectroscopía de energía dispersiva
(EDS) con el fin de obtener el análisis cualitativo y semicuantitativo de la
composición química de cada una de las probetas.
FIGURA 14. Probetas en FBS a 20 días.
43
FIGURA 15. Microscopio electrónico de barrido y análisis de energías
dispersivas (SEM/EDS) JEOL Modelo JSM 6490LV
FIGURA 16. Muestra óptima y muestras sumergidas a 10 y 20 días en FBS para Microscopía electrónica de barrido y análisis de energías
dispersivas (SEM/EDS)
44
6. ANÁLISIS Y RESULTADOS
A continuación se muestran los resultados obtenidos y su correspondiente
análisis, después de realizados los ensayos previamente descritos.
6.1. CARACTERIZACIÓN TÉRMICA DE LA REACCIÓN DE POLIMERIZACIÓN
Según lo estipulado en la norma estándar internacional para cementos de
resina acrílica ISO 5833:1992, la temperatura máxima y el tiempo de curado
alcanzados por los cementos óseos debe ser menor a 90 ± 5 ºC y debe estar
en un tiempo de curado entre 3 y 15 minutos. En concordancia con los
resultados presentados en el anexo 1, las formulaciones experimentales de la
investigación cumplieron a cabalidad los requerimientos de la Norma ISO
5833:1992 con respecto a la temperatura máxima; las temperaturas máximas
se encuentran más de 56,75 ºC por debajo de la temperatura máxima
permitida, a diferencia de lo que ocurre con el tiempo de curado, que aunque
en la mayoría de las formulaciones la desviación no es significante, cumple con
una sola formulación.
6.1.1. TIEMPO DE CURADO
A continuación en la figura 17., se presentan las superficies de respuesta y de
contorno del tiempo de curado (tc) de los cementos óseos con HA y DMAEM.
45
a) b)
De acuerdo con los resultados, se infiere que en presencia de altos contenidos
de DMAEM el tiempo de curado (tc) se incrementa al aumentar el porcentaje de
HA, comportamiento contrario al observado con bajas proporciones del co-
monómero. Investigaciones anteriores, reportan aumento en el tc con la
incorporación de HA debido a la disminución en la velocidad de polimerización
(GUTIERREZ y otros, 2006), (LOZANO, 2012), (MOREJON y otros, 2012), ya
que en un medio tan heterogéneo como el caso del cemento óseo, la
disponibilidad de los monómeros puede ser perturbada por su distribución entre
las diversas fases (BAYNE y otros, 1975). En consecuencia la HA quedaría
funcionando como un agente retardante de la reacción de polimerización,
permitiendo la neutralización únicamente de una fracción de los radicales libres
presentes.
En consecuencia para porcentajes de comonómero superiores al 2,9% y
menores al 2,5% con altos y bajos porcentajes de HA, permiten que el tiempo
de curado se prolongue, lo cual lo hace más útil en la manipulación del
cemento durante los procedimientos quirúrgicos, ya que este puede ser usado
para llenar satisfactoriamente los defectos óseos, y a su vez para reducir los
espacios vacíos entre el hueso y/ o interfaces metálicas. Un estudio realizado
FIGURA 17. Tiempo de curado de cementos óseos con HA y DMAEM, a)
Superficie de respuestas y b) Superficie de contorno
46
por Khun y colaboradores (KHUN y otros, 2005) reporta valores de tiempo de
curado de 13.5 y 10 minutos para los cementos comerciales Surgical Simplex P
y Zimmer Dough respectivamente, estos valores se encuentran por debajo de
los obtenidos en la presente investigación.
6.1.2. TEMPERATURA MÁXIMA DE CURADO
En la figura 18. se muestra los resultados de superficie de respuesta y de
contorno de la temperatura máxima de curado (TMax), concernientes a los
cementos óseos modificados con DMAEM e HA.
.
a) b)
En la figura 18 se observa que con porcentajes de co-monómero e HA
menores a aproximadamente 1,5 y 3%, respectivamente, la temperatura
máxima alcanza los 32,5 ºC. Igualmente, se puede apreciar que a altos
contenidos de co-monómero e HA se genera una disminución considerable en
la temperatura máxima alcanzando valores cercanos a los 25 ºC con el mayor
contenido de estos.
FIGURA 18. Temperatura de curado de cementos óseos con HA Y
DMAEM, a) Superficie de respuesta, b) Superficie de contorno
47
La incorporación del co-monómero incide en la disminución de la temperatura
máxima generada por la reacción de los cementos óseos. En general, todos los
cementos preparados cumplieron los requisitos establecidos en la Norma ISO
5833:1992 sin superar los 90ºC, ratificando el mismo
comportamiento(ZULUAGA y otros, 2012), (CAUICH y otros, 2001), en donde
al incorporar el co-monómero alcalino influyó significativamente en sus
temperaturas de polimerización produciendo un decadencia en las mismas en
los cementos óseos modificados; otro suceso también expresado hace ya
algún tiempo, en el cual advierten que la reactividad del iniciador de la reacción
de polimerización decrecerá ya que este formará una sal de ácido benzoico,
partiendo de la amina alifática básica, causante del considerable retraso de la
descomposición del peróxido (BRAUER y otros, 1956).
La disminución de TMax al aumentar el contenido de HA es leve; De esta
manera en investigaciones efectuadas en el ámbito de los cementos óseos en
el cual emplean cargas inorgánicas, expresaron que con el incremento en el
contenido de HA y fosfatos de calcio no ocurrió una relevante diferencia en el
cambio de la TMax (NAVARRO, 2005). Esta depreciación de la temperatura de
la reacción de polimerización, es ocasionada ya que la HA funciona a
manerade un núcleo absorbente del calor (LOPEZ y otros, 2006).
En comparación con los cementos comerciales la temperatura máxima
obtenida durante la investigación ha sido muy baja, ya que en estudios
realizados por Kuhn (KUHN, 2005) los valores de temperatura máxima
reportados para los cementos Surgical Simplex P y Zimmer Dough, fueron de
80 y 67ºC respectivamente, respectivamente. Lo anterior implica que con los
cementos obtenidos en este estudio se reduce significativamente el riesgo de
necrosis térmica, generada por el calentamiento durante la reacción de
polimerización de los cementos óseos acrílicos.
48
6.2. CARACTERIZACIÓN MECÁNICA
6.2.1. ENSAYO DE COMPRESIÓN
La exigencia mínima estipulada en la Norma ISO 5833:1992, en lo
concerniente a los ensayos mecánicos y específicamente para la resistencia a
compresión en los cementos óseos acrílicos es de 70 MPa. La cantidad de
DMAEM interviene de manera considerable en la resistencia a la compresión
del cemento óseo acrílico; con porcentajes bajos de comonómero, la
resistencia a la compresión aumenta, al observar que la cantidad de
comonómero incrementa, este factor mecánico cuantiosamente decrece. Las
superficies de respuesta y de contorno de la resistencia a compresión
correspondientes a los cementos óseos con HA y DMAEM, se presentan en la
figura 19.
De la figura 19, se logra observar en la gráfica de contorno, que la cantidad de
DMAEM interviene directamente en la resistencia a la compresión, encontrando
que para porcentajes inferiores al 1,5% aproximadamente de este, la
resistencia a la compresión es superior a 70 MPa, al aumentar la cantidad de
DMAEM, a valores del orden del 5%, esta propiedad mecánica decrece
significativamente hasta alcanzar valores por debajo de 40 MPa.
May-Pat y colaboradores (MAY-PAT y otros, 2010) obtuvieron resultados
similares a los encontrados en esta investigación con formulaciones que
incluían el mismo comonómero, los investigadores reportan que para
porcentajes cercanos al 6% ya no se cumple con los valores de resistencia
mínimas requeridos en la Norma ISO 5833:1992;de manera similar (LOZANO,
2102) en su investigación, establece que, la resistencia cae por debajo de 20
MPa cuando se incorpora un 10% del comonómero; similar a los resultados
obtenidos en esta investigación, la resistencia decae por debajo de 40 MPa
cuando se incorpora un 5 % del DMAEM.
49
a) b)
En la gráfica de superficie de contorno se puede evidenciar que no es
significativa la influencia de la HA sobre el parámetro de la resistencia a
compresión, ya que las líneas de contorno son aproximadamente paralelas al
eje de la HA; la HA conlleva a incrementar ligeramente la resistencia a la
compresión para porcentajes alrededor del 14 y el 20%; mientras otros
investigadores (SERBETCI, 2004) afirman que disminuciones en el contenido
de HA conllevan a un incremento de la resistencia a la compresión, debido a
que cuando bajos porcentajes de HA permanecen homogéneamente
distribuidos en la matriz del cemento, estas actúan cómo concentradores de
carga ayudando a incrementar la resistencia dentro del material, pero si la
cantidad de HA aumenta significativamente se muestra una depreciación en la
resistencia de esta propiedad ya que no hay plena garantía de una distribución
uniforme en cuanto a la HA, causando una incorporación de las partículas con
escasa adhesión a la matriz llevando a una pobre resistencia compresiva
(NIÑO y otros, 2013).
FIGURA 19. Resistencia de compresión de cementos óseos con HA y DMAEM, a) Superficie de respuesta, b) Superficie de contorno
50
La norma ISO 5833:1992, no tiene ninguna alusión con lo que tiene que ver
mecánicamente al módulo elástico a compresión de los cementos óseos
objetos de estudio, sin embargo el material permanecerá experimentando
esfuerzos de compresión por parte de los movimientos y/o cargas del
organismo humano lo que le da una gran importancia de investigación a esta
propiedad mecánica. La superficie de respuesta y de contorno del módulo
elástico a compresión (Ec) de los cementos óseos con HA y DMAEM se
presenta en la figura 20.
La medida del grado de rigidez de un material está relacionada con el módulo
de elasticidad o modulo elástico; por lo cual físicamente a medida que éste
parámetro incremente, eventualmente el valor de la deformación del material
será reducida al ser expuesto a algún tipo de esfuerzo. Particularmente se
puede apreciar una tendencia similar a lo obtenido por Lozano (LOZANO,
2012) en la que a mayor contenido de DMAEM, el módulo elástico tiende a
disminuir y para porcentajes entre el 14 y el 20% de Hidroxiapatita el módulo
de elasticidad tiende a incrementar.
a) b)
FIGURA 20. Módulo a compresión de cementos óseos con HA y DMAEM,
a) Superficie de respuesta y b) Superficie de contorno
51
En diferentes trabajos se postula que los cementos óseos modificados con
DMAEM, influyen directamente en la disminución en las propiedades de
resistencia y módulo de elasticidad a compresión, en relación al cemento óseo
sin modificar, esto a causa de que transcurrido el proceso de curado del
material los copolímeros formados entre el MMA y el co-monómero con grupo
amino, obtienen una temperatura de transición vítrea (Tg) mucho más pequeña
que la que se logra con los cementos exclusivamente trabajados con MMA;
esto conlleva a que el cemento aumente significativamente su ductilidad . De
la misma manera, cabe recalcar que la intervención del DMAEM y el BPO son
claramente influyentes debido a la formación de la sal entre estos dos
componentes (PASCUAL y otros, 1999), (CISNEROS y otros).
6.2.2. ENSAYO DE FLEXIÓN
El mínimo exigido en la Norma ISO 5833:1992 para la resistencia a la flexión es
de 50 MPa y se puede observar, que aunque se obtuvo valores cercanos, los
resultados obtenidos durante la investigación no cumplieron de manera exacta
con esta condición, en diferentes investigaciones se obtuvo una disminución
muy considerable en cuanto a la propiedad de resistencia a la flexión al
adicionar el monómero DMAEM e impidiendo conseguir el valor mínimo
solicitado en la norma estándar internacional para cementos óseos. De igual
manera en cuanto a la resistencia a la compresión, si la cantidad porcentual de
HA es incrementado superando valores de un 14% p/p se manifiesta una
depreciación en cuanto a la resistencia a flexión, esto puede ser explicado en
cuanto a que se puede adquirir una pobre distribución y homogeneidad del
contenido de HA en la matriz del material, lo que conlleva a una mala adhesión
al mismo, y en consecuencia a ello la depreciación en este tipo de propiedades
mecánicas (CISNEROS y otros). Los resultados de este ensayo se presentan
en el Anexo 3.
52
La superficie de respuesta y de contorno de la resistencia a la flexión
correspondientes a los cementos óseos con HA y DMAEM, se presentan en la
figura 21.
En la figura se logra observar que a bajos contenidos de DMAEM al rededor del
1,3 % se obtiene una alta resistencia a la flexión en los cementos óseos
acrílicos, de igual manera a altos contenidos de HA, superiores al 18 % se
alcanza resultados muy significativos en cuanto a esta propiedad.
a) b)
Se utilizó la ecuación 3 para el cálculo correspondiente al módulo de elasticidad
a flexión, en consecuencia a que para algunos tratamientos no se consiguió el
valor de carga de 50 N requerido, la diferencia de la deflexión se trabajó para
las cargas de 35 y 15 N, manteniendo el intervalo de carga de 20 N estipulado
en la Norma ISO 5833:1992.
En la figura 22. se observa la superficie de respuesta y de contorno para el
módulo de elasticidad a la flexión de los cementos óseos con HA y DMAEM. La
norma ISO 5833:1992 establece para esta propiedad un valor mínimo de 1800
MPa.
FIGURA 21. Resistencia a la flexión de cementos óseos con HA y DMAEM,
a) Superficie de respuesta, b) Superficie de contorno
53
a) b)
Como se puede observar en la figura 22, para formulaciones con valores entre
el 1,9 y el 4 % de comonómero y contenido superior al 2% de HA, se logra
módulos de flexión mayores de 1800 MPa, sin que se considere una influencia
significativa en cuanto a la propiedad mencionada del módulo a flexión; ya que
al trazar líneas paralelas sobre los ejes de ambos componentes en general la
HA a lo largo de los contenidos de DMAEM en su conjunto, no intervienen
exactamente en el óptimo desempeño mecánico de esta propiedad y teniendo
en cuenta el valor mínimo requerido en la norma objeto de estudio, en general
los valores alcanzados en esta investigación fueron muy superiores al exigido
por la Norma ISO 5833:1992.
6.3. CARACTERIZACIÓN QUÍMICA
6.3.1. MONÓMERO RESIDUAL
Partiendo de la ecuación 4, se estableció el porcentaje de monómero residual
de cada procedimiento, los valores alcanzados se presentan en la figura 23. A
partir de las superficies de respuesta y de contorno se observa que la
FIGURA 22. Módulo a la flexión de cementos óseos con HA y DMAEM, a)
Superficie de respuesta, b) Superficie de contorno
54
influencia del DMAEM en el monómero residual no es significativa, debido a
que a un mismo porcentaje de HA el valor del monómero residual no varía
sustancialmente con cambios en el porcentaje de DMAEM. Los valores más
altos de monómero residual se obtienen con cantidades de HA entre 8 y 12,8
%. Además, con 2,07 % de DMAEM y 20 % de HA se obtiene el valor más bajo
de monómero residual (3,62%).
Autores como Cervantes (CERVANTES y otros, 2005), encontraron un
incremento en el monómero residual con el aumento de contenido de DMAEM
de 7 hasta 38% aproximadamente, encontrando porcentajes hasta de 4,8 %
presentando un valor muy por debajo al valor obtenido en esta investigación.
Haciendo una comparación con lo obtenido por otros investigadores, quienes
estudiaron una muestra con 10,5% de HA y 5% DMAEM (LOZANO, 2012) y en
otro estudio con contenidos de 10% HA y 2% DMAEM (ARANGO y otros 2013),
mostrado en el ANEXO 8 con contenidos de HA de 10 % y 2,5% DMAEM, de
esta investigación, con mínimas diferencias en el monómero residual de 3,45%
y 4,88%, siendo el nuestro un valor intermedio para este estudio.
Estudios afirman que se repercute considerablemente al adicionar el DMAEM
al cemento óseo en cuanto a la cinética de la reacción de polimerización se
refiere, perturbando en la reacción del MMA siendo este el monómero
significativamente más reactivo. Por otro lado en otras investigaciones se
obtuvieron valores de monómero residual muy bajos y alejados a los obtenidos
en nuestra investigación, donde alcanzaron un valor de 1,8% de monómero
residual (HERNANDEZ y otros, 2006), 2,5 % (GARCIA y otros, 2004) y valores
cercanos al 4,1% logrando así conductas muy similares las expresadas en
nuestro estudio con el valor porcentual obtenido. (DIETER, 2000)
Las superficies de respuesta y de contorno de monómero residual
correspondientes a los cementos óseos con HA y DMAEM, se presentan en la
figura 23.
55
a) b)
De acuerdo a los resultados vistos en los gráficos de la figura 23, se puede
inferir que se obtuvo una mayor cantidad de monómero residual (22.8%)
cuando fue incorporado aproximadamente un 5% p/p de comonómero al
cemento óseo; este valor nos permitió confirmar y resultó ser mayor a los datos
reportados por los investigadores mencionados quienes reportan valores de
5.6% y 3.45% que utilizaron aproximadamente la misma cantidad de DMAEM.
(SERBETCI y otros, 2002), (LOZANO, 2012).
6.4. SELECCIÓN DE LA FORMULACIÓN ÓPTIMA
Basándonos en lo estipulado en la Norma ISO 5833:1992 y en el análisis de los
resultados obtenidos durante la investigación, procedimos a seleccionar la
formulación optima, con ayuda del paquete estadístico Minitab 16 Basados en
el diseño de experimentos y en los resultados obtenidos al realizar cada una de
las pruebas mencionadas anteriormente, se puede mencionar que en el rango
de estudio todas las muestras alcanzaron una temperatura máxima de curado
menor de 90 ºC; y al mismo tiempo la diferenciación en cuanto al tiempo de
FIGURA 23. Monómero residual de cementos óseos con HA y DMAEM, a)
Superficie de respuesta, b) Superficie de contorno
56
curado alcanzó resultados muy cercanos al rango permitido y considerando el
porcentaje obtenido de monómero residual, y las propiedades mecánicas, de la
resistencia a la compresión y a la flexión, de las diversas formulaciones de los
cementos óseos objeto de estudio, teniendo en cuenta lo anterior el software
Minitab 16 arrojó que la mezcla óptima estaba compuesta por
aproximadamente 20% de HA y 1,77% de DMAEM.
A partir de lo anterior es posible deducir que en cuanto al DMAEM no es un
factor importante a la hora de mejorar las propiedades mecánicas como se
logra apreciar en la figura 24, pero, algunos estudios afirman que al agregar co-
monómeros los cuales ostenten grupos funcionales amino, a las diversas
composiciones de los cementos óseos, proporcionan un aumento muy
significativo en cuanto a la propiedades biocompatibilidad y osteoconductividad
del material en consecuencia a que las células productoras del crecimiento de
los huesos denominadas osteoblastos se consignan y se reproducen
preferiblemente en ambientes con superficies parcialmente hidrófilas con
cargas positivas, tal y como se conforman en el co-monómero a causa de la
protonación de los grupos amino. (MAY-PAT y otros, 2010)
Finalmente, se realizó una caracterización complementaria a esta muestra
óptima a diferentes tiempos de inmersión en FBS 10 y 20 días.
57
FIGURA24. Optimización de las diferentes formulaciones de
cementos óseos preparado en esta investigación.
58
6.5. ENSAYOS COMPLEMENTARIOS
6.5.1. PRUEBA IN VITRO
Los resultados de compresión antes y después de inmersión de las probetas en
FBS, se muestran en la tabla 4.
.
De la tabla anterior podemos inferir, que a medida que se aumenta el tiempo de
inmersión en el FBS, las propiedades mecánicas a compresión disminuyen,
esto debido a la acción del FBS sobre el cemento
Es bien conocido que la HA debido a sus propiedades y característicasbio-
activas al estar sumergida en el fluido biológico simulado(FBS)logro adquirir
una carga en su superficie negativa, concedida por los iones fosfato e hidroxilo;
esto hace que exista una interacción de la superficie con los iones Ca de la
solución, constituyendo el inicio de la formación de películas o capas de fosfato
de calcio amorfo siendo este “rico en calcio”, que finalmente se transforma en
una película o capa superficial positiva. La interacción de los iones fosfato de la
solución con esta capa, convierte la capa anterior en una película de fosfato de
calcio amorfo “pobre en calcio”, en último lugar esta película cristaliza y se
transforma en la capa de apatita neoformada, caracterizándose porque entre
suimportante componentes composición química se encuentran elementos
Muestra
(Días FBS)
10 51.70 ( 3.32) 496,59
20 48.55 ( 2.10) 422.64 (41,3)
Resistencia
Compresión
(MPa)
Módulo
Compresión
(MPa)
ÓPTIMA 59,86 (4,31) 567,30 (33,12)
TABLA 4. Resistencia y módulo a compresión de las muestras sumergidas a 10 y 20 días
59
demasiado relevantes como lo son el calcio y el fosforo, componentes
importantes del tejido óseo. Ver Figura 25.
Fuente: ENCINAS, 2009.
Con el propósito de analizar la obtención y composición de la apatita
neoformada, en los cementos óseos con contenidos de cargas bio-activas a la
muestra óptima seleccionada(A); cuya composición se presenta en la Tabla 4,
fue sumergida en una disolución de un fluido biológico simulado, durante 10(B)
y 20(C) días.
En la figura 26. se muestra la imagen SEM de la superficie del cemento óseo
de la muestra patrón sin haber sido inmerso en el fluido biológico simulado. En
ella se logra observar círculos claros los cuales corresponden a formación de
perlas de PMMA, aún sin diluir, envueltas en una matriz de monómero
polimerizado las cuales corresponden a las áreas oscuras para cada una de
las muestras. Investigadores (CERVANTES y otros, 2005) afirman en previas
publicaciones, que en consecuencia a la poca solubilidad entre las perlas de
polímero con el monómero, se impide una plena integración entre los mismos.
FIGURA 25. Mecanismo de formación de apatita sobre La Hidroxiapatita
60
Por otra parte, la prueba de micro-análisis químico hecho a través de
espectroscopia de energía dispersiva (EDS) con el propósito de identificar la
composición química de la muestra patrón, dio como resultado que en ella
estaba presente 33,85% p/p de C, 50,92 % p/p de O2, 13,29 % p/p de P ,12.13
% p/p de S, 29,74% p/p de Ca y 70,22% p/p de Ba. Se identificó la presencia
de P y Ca, lo que sin lugar a duda demuestra que el cemento óseo acrílico es
un polímero bioactivo debido a la presencia de estos componentes y facilitará
el crecimiento de apatita sobre la superficie.
La figura 27., muestra las imágenes SEM y EDS de las superficies del cemento
óseo a 400X, 800X y 1200X, correspondiente a la muestra óptima (patrón) del
diseño experimental, después de estar sumergida 10 días en un fluido biológico
simulado.
FIGURA 26. EDS e imagen SEM a 800X del cementos óseo acrílico de la muestra patrón sin haber sido inmerso en el fluido biológico simulado. Se observa las perlas de PMMA (círculos claros) y la matriz de
monómero polimerizado (zonas oscuras).
61
Desde los 10 días de inmersión, se aprecia una pérdida de las fronteras entre
las partículas (zonas claras y oscuras), estas partículas son de apariencia
esférica y forman cúmulos condensados de apatita neoformada, siendo este
comportamiento mucho mayor que el evidenciado en la muestra patrón.
La figura 27., muestra la aparición de aglomerados de partículas presentando
una apariencia densa, producto de la formación de nuevas estructuras sobre
las partículas iniciales, algunas zonas de estas capas densas conservan una
morfología porosa, semejante a la apatita biológica, formada por el material
bioactivo al estar en contacto con el FBS, la cual tiende a desaparecer con el
tiempo de inmersión.
En la figura 28., se muestra las imágenes SEM y EDS de las superficies del
cemento óseo a 400X, 800X y 1200X, correspondiente a la muestra óptima
(patrón) del diseño experimental, después de estar sumergida 20 días en un
fluido biológico simulado.
FIGURA 27. Imágenes SEM y EDS de las superficies del cemento óseo a 400X, 800X y 1200X de la muestra óptima después de
sumergida 10 días en FBS
62
Para los 20 días de inmersión, se observa de forma notable la modificación de
la apariencia superficial debida a la nucleación y crecimiento de cristales con
morfologías similares a las apatitas, además esta capa se precipitó creando
una superficie porosa, lo cual se atribuye directamente a la hidroxiapatita, la
cual estuvo contenida en las formulaciones del estudio. También se reveló
claramente la formación de colonias de estructuras apatíticas sobre dichos
sitios en forma de rosetas, muy parecidas a las reportadas por algunos
investigadores para materiales de matrices poliméricas hidrofílicas
biodegradables con cargas similares. (BRIZUELA y otros, 2010).
Como se había mencionado anteriormente, algunos investigadores han
reportado que la incorporación de co-monómeros con grupos amino a las
formulaciones de cemento óseo, conduce a una mejora en la biocompatibilidad
(MAY-PAT y otros, 2010). En las formulaciones se pueden identificar
aglomerados y capas deapatita depositadas desde los primeros días, lo que sin
lugar a duda demuestra que el co-monómero aumenta la bioactividad del
cemento óseo.
FIGURA 28. Imágenes SEM y EDS de las superficies del cemento óseo a 400X, 800X y 1200X de la muestra óptima después de sumergida 20
días en FBS.
63
Para corroborar la formación de fosfato de calcio amorfo rico en calcio; se
realizó microanálisis EDS, donde se logró comprobar que la capa neoformada
estaba constituida por 68,98 % p/p de Ca y 12.03 % p/p de P a los 10 días. Por
otro lado, al aumentar el tiempo de inmersión el consumo de fosforo por parte
de la capa neoformada debe ser mayor a partir de la solución, lo que
evidentemente se logra apreciar en el EDS después de haber estado las
muestras 20 días en el FBS, cuyo resultado es un aumento significativo en el
contenido de fosforo (12.80% p/p) y también en calcio (87.20% p/p Ca). Con
base a lo anterior, el tratamiento estudiado mostró tener potencialidad para la
formación de una nueva capa de apatita sobre su superficie, al ponerse en
contacto con el FBS.
En la Tabla 5 se muestran las relaciones Ca/P que fueron calculadas para los
cementos óseos expuestos a 10 y 20 días en el FBS. Partiendo de que la
hidroxiapatita es una apatita en cuyos componentes esenciales se encuentran
minerales importantes como fosforo y calcio en una proporción calcio-fosforo
de 1,67 (ROBLES y otros, 2010), se es posible afirmar que en nuestras
formulaciones se exhibió una mayor formación de capas apatitícas
neoformadas y la presencia de fosfatos de calcio amorfo significativamente
ricos en calcio, en cuanto a que se consiguieron en los dos periodos de tiempo
relaciones de calcio/fosforo mucho mayores al de la hidroxiapatita comercial,
en cuanto a la diferenciación de esta relación con respecto al periodo de tiempo
de los 10 y 20 días se logra deducir que su disminución en gran parte tiene que
ver con la superficie del área examinada en cada una de las formulaciones.
(GUADARRAMA y otros, 2010)
64
TABLA 5. Valores de la relación Ca/P para los cementos óseos modificados para la muestra óptima y para 10 y 20 días de
inmersión en un FBS.
SIN INMERSIÓN 10 DIAS 20 DIAS
2,24 3,66 3,44
RELACIÓN Ca/P
65
7. CONCLUSIONES
Se prepararon y caracterizaron físico-química, térmica y mecánicamente
cementos óseos acrílicos modificados con la incorporación de un DMAEM
como comonómero alcalino e HA como carga cerámica bioactiva.
Se alcanzó una significativa disminución en la temperatura máxima de
curado (TMáx) de los cementos óseos modificados, ya que esta llegó a
valores por debajo de los 35 °C, lo que constituye un avance importante
biológicamente hablando, en cuanto a que la reacción celular es susceptible
de ser más tolerable en comparación a la respuesta de los cementos
comerciales por sus elevados calores de reacción.
La incorporación del co-monómero con grupos amino (DMAEM), en las
composiciones del cemento óseo influyó en la disminución de las
propiedades mecánicas (resistencia y módulo) a compresión y flexión, no
obstante, con cantidades de DMAEM cercanas al 1.5 % p/p, se logra
cumplir con la resistencia a la compresión estipulada en la Norma ISO
5833:1992. Por otro lado cabe recalcar que la presencia de éstos grupos
amino infieren positivamente desde el punto de vista de la bioactividad del
material, tal como se pudo constatar con los resultados de los ensayos in
vitro efectuados.
La incorporación de la HA como carga bio-activa aumentó el tiempo de
curado , ya que actúo como agente retardante de la reacción de
polimerización, y disminuyó la temperatura máxima, en cuanto a las
propiedades mecánicas su incidencia fue muy significativa, ya que al
presentarse altos porcentajes de esta, se obtenía una mala distribución de
la misma en el material, lo que se redujo la adhesión en el cemento y el
comportamiento mecánico de este; pero biológicamente, la presencia de la
HA favoreció la formación de apatita neoformado, lo que hace mejora la
capacidad de regenerar tejido óseo en los cementos óseos. en el mismo.
66
De acuerdo con el diseño de superficie de respuesta, se encontró que la
formulación de los cementos óseos acrílicos que contenía 1,77 % de
DMAEM y 20 % de HA presentó la más adecuada combinación de
propiedades físicas, químicas, mecánicas y biológicas, para su potencial
aplicación en la fijación de prótesis ortopédicas y/o dentales.
Mediante la caracterización in vitro, con ayuda de SEM Y EDS se corroboró
la el crecimiento de capas apatitícas neoformadas y el buen
comportamiento bio-activo del cemento óseo acrílico, por la presencia de la
HA y de los grupos amino del DMAEM.
67
8. RECOMENDACIONES
Evaluar las propiedades mecánicas, térmicas y químicas teniendo en
cuenta la influencia del tamaño de partícula del PMMA y de la HA en
diferentes muestras de cementos óseos acrílicos. Esto con el fin de llegar a
establecer una distribución de diámetro medio de partícula que permitiera
optimizar y determinar la influencia en cuanto a las propiedades de curado
como en las propiedades mecánicas dentro del material como tal.
Realizar sobre el material estudios complementarios para evaluar el
comportamiento biológico y mecánico teniendo en cuenta diversas
situaciones dinámicas de los cementos óseos incorporados a prótesis
metálicas, con el objetivo de precisar su nivel de anclaje y fijación.
68
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77
ANEXOS.
ANEXO 1. Datos de la prueba de curado de cementos óseos modificados con HA y DMAEM
TRATAMIENTO HA DMAEMTemp Max
(ºC)
PROMEDIO
TMAX
Tiempo
curado
(min)
1 17,07 0,73 32,3 31,5 16,33
30,7 18,82
2 10 2,5 34 33,25 18,26
32,5 17,98
3 10 5 26,1 25,2 17,28
24,3 18,3
4 20 2,5 28,9 30 19,6
31,1 18,47
5 17,07 4,27 27,8 28,65 26,3
29,5 28,23
6 10 2,5 28,9 30,3 23,06
31,7 19,96
7 10 0 27,2 26,9 18,8
26,6 22,16
8 10 2,5 30 29,3 18,18
28,6 22,00
9 10 2,5 29,3 28,9 16,9
28,5 17,55
10 0 2,5 30,7 30,3 16,31
29,9 17,35
11 2,93 0,73 29,9 31,25 14,97
32,6 16,83
12 10 2,5 30,9 31,35 16,91
31,8 17,81
13 2,93 4,27 33,3 32,2 10,1
31,1 9,43
19,53
17,83
31,8
17,36
20,48
20,09
17,225
19,035
27,265
21,51
PROMEDIO
TIEMPO CURADO
17,56
8,055
18,12
78
Formulación
Resistencia a
Compresión
(MPa)
Modulo a Compresión
(MPa)
1 89,92 (6,53) 778,20 (81,37)
2 62,6 (4,48) 652,23 (118,42)
3 42,95 (3,89) 330,46 (75,80)
4 53,38 (2,26) 262,98 (104,10)
5 39,46 (3,43) 189,77 (47,75)
6 63,90(4,61) 578,28 (127,13)
7 98,00 (15,43) 768,40 (64,46)
8 55,00 (5,63) 460,48 (187,62)
9 44,67 (5,74) 300,92 (101,10)
10 47,40 (4,16) 339,20 (55,96)
11 45,03 (3,95) 385,50 (104,42)
12 58,45 (3,50) 567,50 (191,54)
13 28,13(4,57) 289,37 (76,18)
ANEXO 2. Datos del ensayo de compresión para los cementos óseos modificados con HA y DMAEN.
79
ANEXO 3. Datos del ensayo de flexión para los cementos óseos modificados con HA y DMAEN.
FormulaciónResistencia a la
flexión (MPa)
Modulo a
flexión (MPa)
1 20,6035 2721,03
2 40,5292 1666,67
3 29,5619 4758,86
4 48,2431 3150,99
5 31,3949 1374,79
6 24,4254 1553,09
7 33,2394 3638,34
8 23,8683 2255,33
9 35,5623 3373,57
10 36,5785 1783,8
11 25,3364 2615,99
12 22,4568 2503,7
13 18,4871 918,97
80
ANEXO 4. Gráfico del espectro H-NMR de la muestra de la tabla monómero residual y composición cementos óseo (10% HA - 2,50% DMAEM).
81
ANEXO 5. Gráfico del espectro H-NMR de la muestra de la tabla monómero residual y composición cemento óseo (10% HA 0% DMAEM).
82
ANEXO 6. Gráfico del espectro H-NMR de la muestra de la tabla monómero residual y composición óseo (0% HA 2,50% DMAEM).
83
ANEXO 7. Valores del EDS de la prueba In Vitro de los cementos óseos acrílicos de la muestra óptima a 10 y 20 días de inmersión en un FBS.
ANEXO 8. Muestra óptima sumergida a 10 días.
Spectrum In Stats C O P Ca Ba Total
Spectrum 1 Yes
63.
60
36.
40
Spectrum 2 Yes
25.
59
38.
28
7.0
5
18.
93
10.
15
100.
00
Spectrum 3 Yes
12.
43
37.
00
12.
03
26.
03
12.
51
100.
00
Spectrum 4 Yes
11.
24
68.
98
19.
78
100.
02
Max
63.
60
38.
28
12.
03
68.
98
19.
78
100.
03
Min
12.
43
36.
40
7.0
5
18.
93
10.
15
Spectrum In stats. C O P S Ca Ba Total
Spectrum 1 Yes 8.82 31.43 6.59 7.17 45.98 100.00
Spectrum 2 Yes 5.88 17.95 8.58 1.41 66.18 100.00
Spectrum 3 Yes 15.43 37.98 13.29 29.74 3.56 100.00
Spectrum 4 Yes 17.64 12.13 70.22 100.00
Spectrum 5 Yes 33.85 50.92 15.24 100.00
Max. 33.85 50.92 13.29 12.13 29.74 70.22
Min. 5.88 17.64 13.29 6.59 1.41 3.56
84
ANEXO 9. Muestra óptima sumergida a 20 días.
ANEXO 10. Tabla monómero residual y composición de las muestras del diseño experimental.
Spectrum In Stats C O P S Ca Ba Total
Spectrum 1 Yes
25.5
8
37.7
8
4.43 1.3
5
12.7
5
18.1
2
100.
00
Spectrum 2 Yes
14.1
8
42.8
6
10.3
8
22.2
2
10.3
6
100.
00
Spectrum 3 Yes
20.4
3
47.4
0
9.01 18.8
3
4.33 100.
00
Spectrum 4 Yes
53.8
9
32.2
5
1.87 6.10 5.89 100.
00
Spectrum 5 Yes
12.8
0
87.2
0
100.
00
Max
53.8
9
47.4
0
12.8
0
1.3
5
87.2
0
18.1
2
Min
14.1
8
32.2
5
1.87 1.3
5
6.10 4.33
MONÓMERO
RESIDUAL (%)
HA (% p/p) DMAEM (% p/p) MMA
1 17,07 0,73 8,8
2 10 2,5 16,5
3 10 5 22,8
4 20 2,5 5,2
5 17,07 4,27 5,7
6 10 2,5 25,1
7 10 0 13,2
8 10 2,5 3,7
9 10 2,5 4,3
10 0 2,5 10,4
11 2,93 0.73 8,2
12 10 2,5 8,4
13 2,93 4,27 5,5
MUESTRACOMPOSICIÓN
