Sustituto del hueso: El carburo de silicio biomórfico como … · 2013. 3. 13. · Carburo de...

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Sustituto del hueso: El carburo de silicio

biomórfico como biomaterial.

Fines estéticos y necesidades terapéuticas han impulsado el desarrollo de materiales sintéticos,

y naturales tratados, susceptibles de reemplazar, o incluso aumentar, la función de tejidos y

órganos humanos.

En razón de la aplicación que vayan a tener, los materiales para fabricar cada pieza pueden ser

elegidos por su resistencia y propiedades mecánicas, por su biocompatibilidad o por sus

propiedades de reabsorción orgánica. Podemos encontrar cerámicas bioinertes (ZrO2, Al2O3),

cerámicas bioactivas y biodegradables (hidroxiapatita, fosfato tricálcico) y polímeros

(UHMWPE, silicona, látex, polisulfona). No obstante, en sustituciones óseas, las estrellas hasta

día de hoy han sido los materiales metálicos. Los biomateriales metálicos pueden suportar

mucha carga y realizar grandes esfuerzos mecánicas o complicados movimientos, a veces

incluso varios movimientos combinados.

Sin embargo, el uso de metales en contacto con tejidos corporales siempre conlleva el peligro

de la corrosión y, con ello, en muchas ocasiones, el rechazo clínico. Para solventar este

problema, se tiende hoy a modificar el material metálico de suerte que haya en su superficie, la

región de contacto con el medio biológico, algún tipo de recubrimiento biocompatible y

protector, bioinerte o bioactivo.

Alguno de los materiales metálicos más usados hasta la fecha como biomaterial son:

Acero AISI 316 L: buena resistencia a la corrosión, maleabilidad, módulo elástico, límite de

tracción.

Aleación de cobalto F75 (Co-28Cr-6Mo): resistencia a la corrosión mediante formación de

capa pasivada.

Aleación de titanio Ti-6Al-4V: resistencia a la corrosión muy superior a las dos anteriores

mediante la formación de rutilo.


En especial, las aleaciones de titanio son las que más se han desarrollado para su uso como

biomaterial: se ha creado el titanio poroso y se han empezado a utilizar aleaciones exentas de

vanadio para una mayor biocompatibilidad.

Paradójicamente, la buena resistencia y rigidez de los metales son las causantes de que su uso

se esté empezando a cuestionar debido al efecto conocido como “apantallamiento del

esfuerzo”: debido a que el metal tiene un módulo de elasticidad considerablemente más alto

que el hueso (ver tabla), el implante de metal soporta una parte desproporcionada de la carga,

en otras palabras, el implante metálico protegerá al hueso para que no esté sometido a la carga

que tendrá que soportar en condiciones normales. Aunque desde un punto de vista de la

ingeniería esto parece deseable y lógico, desde el punto de vista biológico es indeseable. El

material óseo responde a la tensión remodelándose (reconstruyéndose) según el nivel de

esfuerzo aplicado. Debido al apantallamiento de esfuerzos, el hueso se remodela a un nivel de

carga más bajo y su calidad se deteriora.

En la práctica esto se traduce en la necesidad de reemplazar el implante en un plazo de 10-15

años debido a que el metal, literalmente, se descuelga con el tiempo.

2. El hueso

El hueso es un material estructural que se encuentra en muchos organismos y constituye otro

ejemplo de un material compuesto natural complejo, formado por una mezcla de materiales

orgánicos e inorgánicos.

La macroestructura del hueso del hueso afecta de manera vital a las propiedades mecánicas del

mismo. La estructura de todos los huesos a nivel macroscópico se puede

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dividir en dos tipos distintivos de tejidos óseos: 1) cortical o compacto y 2) reticulado o

trabecular (ver figura 1).

Los huesos corticales y reticulados tienen propiedades mecánicas totalmente diferentes. El

hueso cortical tiene mayor densidad y es más fuerte y rígido que el hueso reticular, sin

embargo, también es más frágil. Cede y se fractura cuando el esfuerzo supera el 2%. En

cambio, el hueso reticulado (trabecular) es menos denso y puede soportar un nivel de esfuerzo

sostenido de 50% antes de fracturarse y, en virtud de su estructura porosa, absorbe grandes

cantidades de energía antes de fracturarse.

A todo ello hay que añadir que el hueso presenta un fuerte comportamiento anisotrópico.

En general, se puede decir que ciertos huesos son más resistentes y rígidos en la dirección en

que soportan comúnmente carga durante las actividades normales diarias.

Es muy importante señalar que los huesos suelen ser mucho más resistentes a la compresión

que a la tensión; por ejemplo, el hueso cortical tiene una resistencia a la tensión de 130 MPa y

una resistencia a la compresión de 190 MPa.

La nueva generación de materiales para implantes médicos deben mimetizar las inteligentes

estructuras jerárquicas presentadas por la naturaleza y optimizadas tras millones de años de

evolución.

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Figura 1: Hueso trabecular y cortical humano

3. Cerámicas Biomórficas

3.1 La madera

En primer lugar hay que encontrar una estructura a la que mimetizar que presenten buenas

propiedades de resistencia, rigidez, ligereza y fiabilidad.

La madrea es un material compuesto que presenta se presenta en forma natural y consiste

principalmente en un complejo arreglo de células de celulosa reforzadas con una sustancia

polimérica llamada lignina y otros compuestos orgánicos.

Se cumple que la resistencia a la compresión de la madera en la dirección paralela al grano es

considerablemente más alta que la de la madera perpendicular al grano, por un factor de 10

aproximadamente. La causa de esta diferencia es que la resistencia de la madera en dirección

longitudinal se debe en primer término a los enlaces covalentes fuertes de las microfibrillas de

celulosa cuya orientación principal es longitudinal. La resistencia de la madera en dirección

perpendicular al grano es mucho más baja porque depende de la resistencia de los puentes de

hidrógeno más débiles que unen lateralmente a las moléculas de celulosa.

Todas estas propiedades, unidas a su abundancia en la naturaleza, bajo coste, variedad,

versatilidad y fácil mecanizado hacen de la madera el material ideal a mimetizar como

implante.

4. Carburo de silicio biomórfico a partir de la madera.

El carburo de silicio biomórfico se fabrica mediante pirolisis e infiltración de silicio fundido en

preformas de madera. El resultado final es SiC con la misma microestructura que la madera

precursora. Como hemos visto, la madera es un material compuesto que presenta una

morfología porosa anisotrópica con una excelente elasticidad, resistencia y tolerancia al daño;

algunas de estas propiedades se trasladarán y amplificarán al pasar a la cerámica que se elabora

a partir de la misma.

Los diversos métodos de fabricación tradicionales del SiC han sido el sinterizado en caliente

sin presión, el sinterizado en caliente con presión, la deposición química en fase vapor y el

compactado por reacción.

Frente a estos, el proceso de fabricación mediante infiltración de silicio en madera, presenta

potencialmente las siguientes ventajas:


• Bajo coste de fabricación, ya que las temperaturas de procesado son inferiores y

no es necesario partir de polvo de SiC de alta pureza.

No es necesario el uso de aditivos

Aumento significativo en las velocidades de síntesis al usar una estructura conporosidad

abierta

Gran diversidad de microestructuras y propiedades en función de la maderaprecursora.

Obtención de forma natural de una estructura similar a la de los materiales defibra

continua, en contraposición a otros procesados mucho más costosos

Posibilidad de fabricar piezas con formas complejas, ya que sólo requerirá elmodelado de

la madera carbonizada

Alta resistencia y tenacidad introducida por la estructura fibrosa de la madera.El proceso

de fabricación de las cerámicas biomórficas (ver figura 2) involucra diversos pasos:

1. 1) Secado de la madera a 60oC durante 24 horas

2. 2) Pirolización en ausencia de oxígeno a temperaturas próximas a 1000oC

3. 3) La preforma de carbón así obtenida es infiltrada con silicio fundido en vacío auna

temperatura de 1550oC en vacío durante 30 minutos

Figura 2: proceso completo de preparación del carburo de silicio biomórfico y sus

correspondientes micrografías.

Se han utilizado como precursores maderas de distinta especie y distinta densidad. No

obstante, la elección de la madera como precursor para implantes médicos fue la madera

sapelli (ver figura 3). Este tipo de madera presenta porosidad abierta (en torno al 11%) y

porosidad cerrada de un 55% en volumen. Su densidad es de 0.61



g·cm-3. Los poros forman canales cilíndricos de unos 100 μm de diámetro. Dichos poros

constituyen el gran entramado de vasos comunicantes de los que consta el árbol.

En general, la topología vegetal se mantiene a lo largo del proceso para obtener el carburo de

silicio biomórfico final.

Figura 3: micrografía axial y transversal de la madera Sapelly.

El siguiente paso es un mecanizado de la preforma de carbono. Éste puede hacerse por un

simple cortado o desbastado. El proceso de infiltración no cambia significativamente el tamaño

y forma de las piezas (por debajo de un 0.1%), así que este paso nos dará un producto con una

forma muy próxima a la final requerida.

La infiltración de Si líquido se hace en vacío. La temperatura necesaria debe estar por encima

del punto de fusión del Si (1410oC). Cuanto mayor sea la temperatura, más se reducirá la

viscosidad del Si fundido, aumentado la tasa de infiltración.

La subsiguiente formación de SiC es espontánea y exotérmica. El calor generado durante la

reacción aumenta la cantidad de Si líquido y favorece la solubilización de C. los grupos de Si-C

se disuelven en el silicio fundido y precipitan como carburo de silicio cerca de las paredes de

carbón cuando la solución se sobresatura. Todo ello se ve apoyado por la morfología facetada

de los granos de SiC (ver figura 4).

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Figura 4: (a) imagen SEM de la microestructura del SiC. (b) micrografía TEM de un grano de

carburo de silicio donde el análisis por difracción de electrones muestra una estructura β-FCC

(se incluye el diagrama de difracción en la esquina superior derecha. (C) micrografía TEM de

una región de nanogranos de SiC. El diagrama de difracción de electrones se muestra en la

parte superior derecha.

En un proceso posterior, el exceso de Si puede eliminarse de la superficie de la cerámica

sometiéndola a un proceso de alta temperatura sobre un tejido de fibra de carbono que se

empapa del exceso de Si.

Figura 5. (a) micrografía óptica del precursor vegetal Sapelly. (b) micrografía SEM obtenida

después de la pirólisis. (c) SiC producido después de la infiltración (el contraste blanco

corresponde al Si y el gris al SiC). (d) SiC biomórfico después de la retirado de Si sobrante.

La resistencia a la compresión a temperatura ambiente en la dirección longitudinal de la

muestra de SiC obtenida a partir de Sapelly tiene un valor entre 160 hasta 210 MPa. Mientras

que en la dirección radial los valores fluctúan entre 430 y 120 MPa. Esto depende de la

cantidad de Si que haya sido eliminado de la superficie, que puede ser

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controlado mediante deposición química o térmica. Estos resultados comparados con los de los

huesos del cuerpo humano arrojan unas conclusiones satisfactorias: La resistencia a la

compresión de un hueso cortical humano es de 193 MPa en la dirección longitudinal y 133

MPa en la dirección radial. Los valores absolutos de resistencia están en el mismo rango que

los valores más vamos del bioSiC, siendo su densidad muy similar (la densidad del hueso

cortical está entre 1.6 y 2.0 g·cm- 3). No sólo eso, sino que con comparación con el titanio, los

resultados también son favorables: los implantes de titanio tiene una resistencia a la tracción

entre 280-345 MPa. Los implantes de mayor calidad como las aleaciones de titanio alfa-beta

Ti-6Al- 4V fluctúan entre 830-924 MPa.

La resistencia a la flexión a la temperatura ambiente del bioSiC varía entre 430 y 150 MPa. Por

otra parte, el módulo elástico está comprendido entre 25 y 230 GPa dependiendo de la cantidad

de Si eliminado, así que esta propiedad puede ser modelada hasta un valor próximo al del hueso

humano (15 GPa).

La tenacidad a la fractura alcanza valores entre 2 y 3 MPa·m1/2. Las propiedades mecánicas

indican que las cerámicas de bioSiC son materiales adecuados como dispositivos médicos en

términos de requerimientos estructurales ya que presentan mejores valores de resistencias que

le hueso cortical común y una tenacidad razonable. Además, teniendo en cuenta los

requerimientos biomecánicos (densidad, módulo elástico, deformación en la fractura,

porosidad, etc.) de un tipo particular de hueso que deba ser reparado en el cuerpo, el SiC

biomórfico puede ser adaptado mediante una apropiada selección del precursor vegetal.

5. Biocompatibilidad

Tan importante como las propiedades mecánicas, es la respuesta que tiene el organismo frente

al material del que está compuesto el implante. Existen 2 tipo de pruebas de biocompatibilidad

fundamentales: pruebas in vitro (ensayos llevados a cabo en probetas) y pruebas in vivo (en

organismos vivos).

Las pruebas in vitro se han demostrado determinando la respuesta biológica de las células

osteoblásticas tipo MG-63. El bioSiC no afecto significativamente la actividad celular en

ninguna de las concentraciones a las que se tomaron en contraste con una aleación de uso típico

en implantes como es la Ti6Al4V. Los resultados sugieren que el bioSiC está libre de

sustancias dañinas o que tiene, al menos, una cantidad insuficiente para producir daños

considerables en cultivos in vitro.


La capacidad del bioSiC de mantener la unión celular y promover el crecimiento se ha evaluado

mediante la implantación de células humanas del tipo MG-63 osteoblásticas en el material. La

figura 6 muestra micrografía SEM de las piezas de bioSiC cargadas de células a diferentes

tiempos. Tres horas después, células redondeadas responsables de la división celular pueden

verse unidas a la superficie de la cerámica bioSiC. Se observa como las células empezaron a

colonizar la superficie interior de los poros existentes. La interacción célula a célula y la unión

en forma de filópodos se puede observar a grandes aumentos. Después de 6 horas, las células se

han extendido y desplazado a una configuración plana y morfología normal. Las células

vecinas mantienen el contacto físico con una y otra a través de las extensiones del citoplasma.

Después de 24 horas, la superficie de bioSiC has sido casi completamente cubierta por las

células MG-63. Los poros comienzan a llenarse por las células, y no hay evidencia de grandes

deterioros o respuestas citotóxicas. El bioSiC promueve la unión de las células, la formación

celular monocapa, y la completa colonización de su superficie.

Figura 6: Muestra de biocompatibilidad in vitro, las células osteoblásticas MG-63 creciendo

en el bioSiC obtenido a partir de Sapelli.

Pruebas in vivo

Para comprobar el potencial del bioSiC como material biocompatible, se hicieron experiencias

in vivo de implantación en conejos. El crecimiento interno del hueso en el bioSiC fue evaluado

y comparado con piezas de titano implantadas como control. Después de 12 semanas de

implantación, una exanimación histológica (figura 7) de los especímenes mostró formación de

nuevo hueso alrededor del implante y dentro del SiC, sin la aparición de tejido fibroso en la

frontera hueso-implante y sin ninguna reacción inflamatoria importante. No hubo diferencias

significativas en la densidad del hueso formado alrededor del SiC y el control de Ti. Análisis

adicionales con SEM han demostrado la presencia de hueso trabecular en los poros centrales de

la cerámica, que alcanzan un promedio de 700 micras dentro del implante.



Figura 7: biocompatibilidad in vivo. Sección histológica de un implante recuperado a las 12

semanas. En la periferia del implante se puede observar (I), el nuevo hueso formado está en

contacto directo con el bioSiC (flechas) y la continuidad con el tejido trabecular huésped. (B)

nuevo hueso creciendo dentro del SiC. No se encontró inflamación de tejidos alrededor del

implante.

Como es tendencia habitual en los últimos tiempos, la mejora de las propiedades de los

materiales se está llevando a cabo mediante tratamiento que sólo afectan a su superficie. Es por

ello que las propiedades de biocompatibilidad del BioSic no iban a ser menos. En la actualidad,

se recubre en carburo de silicio con un “vidrio bioactivo” : una suerte de recubrimiento

depositado mediante técnica de ablación láser. Dicho recubrimiento está formado

principalmente por Si, Na, Mg, O, Ca, K. Estos elementos con los componentes principales del

hueso y del plasma sanguíneo.

Con ello se busca mejorar aún más la fijación y oseointegración. La unión interficial previene

el movimiento relativo entre el implante y el tejido del huésped, mimetizando el tipo de

interficie que se forman naturalmente cuando los tejidos se auto- reparan (ver figura 8).



Figura 8: Comparación de las estructuras del hueso y del BioSiC poroso recubierto con vidrio

bioactivo, observar el alto grado de mimetización conseguido.

La presencia de silicio en los implantes ha suscitado desde hace tiempo la controversia entre

distintos estamentos médicos: se teme que el silicio presenten en algunos empastes dentales

provoca silicosis (enfermedad pulmonar) a largo plazo. Es importante matizar que los

biomateriales con alto contenido de silicio no presentan efectos fisiológicos adversos en el

cuerpo. Recientes estudios de vidrios bioactivos implantados en huesos de ratones concluyen

que el silicio residual se excreta a través de la orina y no existe acumulación en los órganos

principales.

6. Perspectivas actuales

Hemos visto como las propiedades mecánicas del BioSiC, próximas a las del hueso lo hacen

recomendable para su uso como sustituto del mismo. Este hecho, junto con su alta

biocompatibilidad, facilidad de preparación y disponibilidad de materia prima, convierten al

carburo de silicio en un firme candidato como sustituto de las aleaciones metálicas.

Figura 9: Comparación de las estructuras del hueso y del bioSiC poroso recubierto con vidrio

bioactivo, observar el alto grado de mimetización conseguido.

Y hasta aquí el primer artículo sobre materiales biomiméticos, espero que haya sido de vuestro

agrado. Quizá cualquier día, dentro de muchos años, agradeceremos que se haya profundizado

en el estudio de este tipo de materiales.

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Para saber más

[1] P. González et al. New biomorphic SiC ceramics coated with bioactive glass for biomedical

applications. 2003

[2] F.M Varela Feria, A. R. de Arellano López, J. Martínez Fernández. Fabricación y

propiedades del carburo de silicio biomórfico: maderas cerámicas

[3] M. Presas, J. LLorca, A. R. de Arellano López, J. Martínez Fernández, R. Sepúlveda.

Microestructura y propiedades mecánicas del SiC biomórfico obtenido a partir de eucalipto.

[4] P González et al. A new generatioin of bio-derived ceramic materials for medical

applications. 2007

[5] William F. Smith. Fundamentos de la ciencia e ingeniería de materiales.

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