Centro de Investigación Científica de Yucatán, A.C ... · material de refuerzo Nanofibras de...

Materiales poliméricos

Centro de Investigación Científica de Yucatán, A.C.

Posgrado en Materiales Poliméricos

Tesis Doctoral:

~ ~

CICY

Obtención y Caracterización de Andamios Porosos Nanoreforzados, para su

posible uso en la Regeneración de Tejido Óseo.

Tesis que presenta:

M.C. Alejandro Ortiz Fernández

En Opción al Título de:

Doctor en Materiales Poliméricos

Director de Tesis:

Dr. Fernando Hernández Sánchez

16 1 Junio 1 2011

CENTRO DE INVESTIGACION CIENTIFICA DE YUCA TAN A.C. POSGRADO EN CIENCIAS EN MATERIALES POLIMÉRICOS

CICY

RECONOCIMIENTO

Por medio de la presente, hago constar que el trabajo de tesis titulado

OBTENCIÓN Y CARACTERIZACIÓN DE ANDAMIOS POROSOS NANOREFORZADOS, PARA SU POSIBLE USO EN LA REGENERACIÓN DE TEJIDO ÓSEO

perteneciente al Programa de Doctorado en Ciencias en Materiales Poliméricos del Centro de Investigación Científica de Yucatán, A.C. fue realizado en los laboratorios de la Unidad de Materiales bajo la dirección del Dr. Fernando Hernández Sánchez.

Director Académico

Centro de Investigación Científica de Yucatán, AC.

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IN DICE

Página

Índice..... .... ........................................................ ........................ ......... ......... ....................... i

Lista de Figuras ... ... ... ... ... ... ... ... ... ... ... .. . ... ... ... ... ... ... ... ... ... ... ... .. . ... ... ... ... ... .. . ... ... .. . ... ... ... ... . iv

Lista de Tablas ......... ... ...... ......... ... .. .... ......... .................. ... ...... ... ...... .................. ......... ..... . v

Resumen.. ..................................................................................... .. ... ...... ................ ... ....... 1

Abstract.. .... ........ ... ............... ... ............... ............. ............................................................. . 2

Introducción... .. ......... ... ............................................. ... ...... ......... ......... .... ...... ... ............... . 3

Capítulo 1: Antecedentes.

1.1. Sistema óseo: función y estructura................................................ .................... 5

1.2. Estructura macroscópica del hueso.. .... ............................................................. 7

1.3. Estructura microscópica del hueso.................................................... .... ...... .... .. 8

1.4. Propiedades mecánicas del hueso.. ........ .... .. .. .... ............ ........ .......................... . 11

1.5. Técnicas convencionales para la regeneración ósea.............. ......................... 13

1.6. Ingeniería de Tejidos {IT) ..................................................................... ............... . 15

1. 7. Andamios porosos tridimensionales.................................................................. 17

1.8. Tecnologías para la obtención de andamios 30................................ .............. 20

1.9. Selección del material para la obtención de andamios........ .......................... 24

1.9.1. Policaprolactona {PCL}.. ... ............... ...... .... ................................................... 27

1.9.2. Nanofibras de Carbón (NFC}.. .................... .................................................. 29

1.9.2.1. Dispersión de NFC............. ......... .......... .... ........ .... ....................... 31

1.9.2.2. Tratamiento químico superficial a las NFC. ............................. 33

1.9.2.2.1. Polimerización por Plasma.... .................. ............ 34

ii

Capítulo 2: Objetivos.

2.1. Objetivo General............. .... ... .. .. ..................... ...... .. ................... .. ....... ...... ....... ..... 36

2.2. Hipótesis... .. ................. .. .. ... ... ................ ... .. .... ... .............. ...................... .. .... ..... ...... 36

2.3. Objetivos particulares.. .. .... ....................... .. .. ..... ..... ...... .. ............... ........ .............. 36

Capítulo 3: Materiales y Métodos.

3.1. Materiales..... ........ .......... ..... ........ ............... ...... ...... ... .. ... .. ........... ........ ................. 37

3.2. Métodos.

3.2.1 Oxidación de las Nanofibras de Carbón (NFC} ... .......... .............. .. .. ... .... ... 38

3.2.1.1. Caracterización por Espectroscopía RAMAN... .. .. .... ...... ... ........ .. 39

3.2.1.2. Caracterización por Microscopía Electrónica de Barrido.... ...... 39

3.2.1.3. Caracterización por Ángulo de Contacto. ..... ... .... .. ............ .. ....... 39

3.2.1.4. Caracterización de las NFC por medio de una técnica óptica... 39

3.2.1.5. Caracterización por Espectroscopía Fotoacústica {FTIR-PAS). . 40

3.2.2. Polimerización por plasma... ..... .... ......... ... ... .. .................................. .. ... ..... . 40

3.2.2.1. Caracterización mecánico-dinámica de los nanocompuestos. 40

3.2.3. Caracterización por DSC de los polímeros puros. ..... ..... .... .. .. ..... ...... ... .... 41

3.2.4. Disolución Selectiva del Polióxido de Etileno (PEO}. ... .................... .. ....... 41

3.2.5. Obtención de los andamios porosos...... ..... ... .. .. ........ ... ... .. .... .. ............ .... .. 41

3.2.5.1. Caracterización por Microscopía electrónica de Barrido............. 43

3.2.5.2. Caracterización de la porosidad por Picnometría. ..... ..... .. .. ....... ... 43

3.2.5.3. Caracterización mecánico-dinámica de los andamios..... ......... ... 44

Capítulo 4: Resultados y Discusiones.

4.1. Oxidación de las Nanofibras de Carbón (NFC).

4.1 .1. Caracterización por Espectroscopía RAMAN.. .. ... ..... ..... .... .. ..... .......... .... 45

4.1 .2. Caracterización por Ángulo de Contacto. ......... .. ...... ..... ....... .. ................ 49

4.1.3. Caracterización de las NFC por medio de una técnica óptica.............. 51

4.1.4. Caracterización por Microscopía Electrónica de Barrido..... ... ..... ... .. .... 54

iii

4.1.5. Caracterización por Espectroscopía Fotoacústica {FTIR-PAS)... ..... ...... 57

4.2. Polimerización por Plasma.... .... ............. ....... .. ... ..... .......... ...................... ... ........ 62

4.2.1 . Caracterización de los nanocompuestos por DMA...... .......... ...... ..... .... 64

4.3. Estudio de la lnmiscibilidad de las mezclas de PCL/PEO...... ... ............... ... .. ... . 67

4.4. Disolución selectiva del PEO... .... .. .. .. .. ... ... .. .. .. ......... ... ...... ...... ... ... .. ... .. ..... ......... .. 70

4.5. Obtención de los andamios porosos.

4.5.1. Caracterización por Microscopía electrónica de Barrido. ... .... .... .. 72

4.5.2. Caracterización de la porosidad por Picnometría... ... .... .... ... .. .. ... .. 73

4.5.3. Caracterización mecánico-dinámica de los andamios.. .. .. ... ....... .. 75

Capítulo 5: Conclusiones................................................................................................. 77

Recomendaciones............................................................ ................................................ 78

Bibliografía......................................................................................................................... 79

iv

LISTA DE FIGURAS

1. Estructura del periostio...... ...... ............ ...... ............ ............ ... ......... ... ... ... ... ... ... ...... 5

2. Estructura macroscópica del hueso...................................................................... 8

3. Regeneración de tejido óseo................................................................................. 15

4. Síntesis de la Policaprolactona.............................................................................. 27

5. Principales variaciones de las NFC.................... .......... ...................... .. .. ...... ......... 30

6. Esquema para la oxidación de las NFC......... ............ ...... ............ ...... ...... ...... ....... 38

7. Esquema para la obtención de los andamios porosos nanoreforzados...... .... 42

8. Equipo utilizado para la obtención de los andamios........................................ . 43

9. Grupos funcionales que comúnmente presentan las NFC.............................. 46

10. Espectro RAMAN de las NFC-ST y NFC-OX, con sus respectivas

asociaciones de movimiento vibracional......................................................... 48

11. Comportamiento del tratamiento oxidativo vs. R...................................... ....... 48

12. Comportamiento del ángulo de contacto para las NFC-OX...... .... ................ .... 50

13. Disolución en agua de las NFC-ST y NFC-OX.................. ............ ......................... 51

14. Disolución en hexano de las NFC-ST y NFC-OX.... .............. ................................. 52

15. Valores de transmitancia obtenidos mediante el software lmageJ.. .............. 53

16. Micrografía de las NFC-ST.............. ........ ............................................................... 55

17. Magnificación de las NFC-ST.................................................................. ............... 56

18. Magnificación de las NFC-OX por 24 horas........................ ................ ................ . 56

19. Espectro obtenido del FTIR-PAS para las NFC-ST.................. .............................. 57

20. Espectro del análisis elemental obtenido del SEM para las NFC-ST.. .......... .... 58

21. Magnificación del espectro de 3050-2800 cm·1 para las NFC-OX...... .............. 59

22. Magnificación del espectro de 2000-800 cm·1 para las NFC-OX...... .. ...... ........ 59

23. Magnificación del espectro de 1800-1600 cm·1 para las NFC-OX.................... 60

24. Espectro del análisis elemental obtenido por SEM para NFC-OX por 24 hr.... 60

25. Reactor de polimerización por plasma de las NFC-OX.......... ........ ............ ......... 62

26. Módulo de almacenamiento para los nanocompuestos...... ...... ...... ...... ...... .... . 64

V

27.

28.

29.

30.

31.

32.

33.

34.

35.

36.

l.

2.

3.

Módulo de almacenamiento para los nanocompuestos a 3rc ..................... . Determinación de la Tan 15 para los nanocompuestos ............ ........................ ..

Temperatura de fusión (Tm) de los polímeros puros ........................................ .

Temperatura de cristalización (Te) de los polímeros puros ........................... .. ..

Temperatura de fusión {Tm} para la mezcla de PCL/PEO ............................... ..

Temperatura de cristalización (Te) para la mezcla de PCL/PEO ..................... ..

Tiempo necesario para eliminar todo el PEO de la matriz de PCL.. ............... ..

Micrografía de los andamios porosos ................................................................ .

Porcentajes de porosidad para los andamios porosos ..................................... .

Análisis mecánico-dinámico de los andamios porosos ..................................... .

LISTADO DE TABLAS

Propiedades mecánicas del hueso cortical... ..................................................... .

Características físicas de las NFC-ST. .................... ............ ................................. ..

Grupos funcionales asignados a las NFC. .. .. ...................................................... ..

66

67

68

68

69

70

71

72

73

74

12

37

56

vi

RESUMEN

Uno de los principales retos en la ingeniería de tejidos, es la fabricación de

andamios que se acerquen lo más posible a las propiedades biomecánicas del tejido a

regenerar. En el presente trabajo, se presenta el estudio sobre la obtención de andamios

poliméricos a partir de una matriz termoplástica a base de Policaprolactona (PCL) y como

material de refuerzo Nanofibras de Carbón (NFC), para su uso como material de

andamiaje para la restauración o regeneración de tejido óseo. Primeramente, se realizó la

oxidación de las NFC por métodos químicos (mezcla de H2S04 y HN03, 3:1 v/v) y

posteriormente, se caracterizaron por varias técnicas espectroscópicas y ópticas, logrando

encontrar que el tiempo de oxidación óptimo para las NFC es de 14 horas.

Posteriormente, se funcionalizó monómero de E-caprolactona a las NFC-ST y NFC-OX, con

el propósito de observar su comportamiento mecánico. En base a los resultados

obtenidos, se logró encontrar que las NFC-OX por 14 horas y funcionalizadas en el reactor

de polimerización por plasma (t=60 min, T=60°C, 100 watts y 3.8 x 10-1 Torr) mostraron

mejores propiedades mecánico-dinámicas que las demás muestras. Una vez, corroborado

que si existe un cambio significativo con respecto al módulo de almacenamiento de las

NFC-OX a 14 horas y funcionalizadas con monómero de E-caprolactona bajo las

condiciones anteriormente descritas, se procedió a fabricaron los andamios porosos con la

técnica de disolución y colada con lixiviación de partículas y finalmente se caracterizaron.

Los datos obtenidos mediante el DMA, mostraron un mejor comportamiento mecánico a

compresión para las muestras de PCL-f-NFC-OX a 14 horas, que las obtenidas a para las

muestras de PCL-f-NFC-ST. Demostrando, que existe una buena compatibilización de las

NFC con la PCL, y como resultado, los andamios mantienen su integridad estructural aún a

temperatura del cuerpo humano (3rC).

1

ABSTRACT

One of the main issues in tissue engineering is the fabrication of scaffolds that

closely mimic the biomechanical properties of the tissues to be regenerated. This paper

presents a study on the production of polymeric scaffolds of Polycaprolactone (PCL} and

carbon nanofibers as reinforcement (NFC} as a scaffold material for the restoration or

regenerat ion of bone tissue. First, we performed the oxidation of the NFC by chemical and

subsequently characterized by various techniques, it may find that the maximum

oxidation time for the NFC is 14 hours. Based on this information, various nanocomposites

were produced for analysis in dynamic mechanical tests in tension, which when subjected

to various conditions NFC plasma polymerization, showed a dependence on oxidation

time. Once confirmed that if there is a significant change from the storage module of the

NFC-OX, polymer scaffolds were fabricated and characterized. Based on the results, we

find that the NFC-OX for 14 hours and functionalized by the plasma polymerization reactor

(t = 60 min, T = 60 o C, 100 watts and 3.8 x 10-1 Torr) showed dynamic mechanical

properties better than the other samples. Once confirmed that if there is a significant

change from the storage module of the NFC-OX to 14 and functionalized with €

caprolactone monomer under the conditions described above, we proceded to fabricate

the porous scaffolds with the technique of dissolution casting and particulate leaching and

finally characterized .

2

Introducción

INTRODUCCIÓN

Durante siglos, cuando un tejido u órgano humano padecía de alguna dolencia o

enfermedad de cierta gravedad, el médico o cirujano disponía de muy pocas alternativas,

y frecuentemente se encontraban con la necesidad inevitable de la amputación de un

miembro o la extirpación del tejido o del órgano dañado. Esta práctica podía salvar vidas

en un buen número de casos, pero la calidad de vida del paciente no resultaba

satisfactoria . Genéricamente, se plantearon dos alternativas que han ido progresando con

el paso del tiempo: los Implantes y los Transplantes. Ambas alternativas presentan sus

ventajas y desventajas, y hoy en día, ofrecen garantías de vida que difícilmente podrían

haberse esperado hace tan solo 30 años. Sin embargo, estas alternativas presentan varios

obstáculos como la escasez de donantes, la transmisión de enfermedades, la incapacidad

de los materiales para remodelarse y reaccionar ante condiciones fisiológicas, por lo que

ninguna de estas alternativas han podido suplir todas las necesidades requeridas para los

problemas relacionados con la pérdida o deterioro del tejido óseo . Hoy en día, las

enfermedades relacionadas con el sistema óseo, representan la causa más común de

incapacidad física y, afectan a cientos de millones de personas en todo el mundo.

Entre las principales lesiones y afecciones, se encuentran los problemas articulares

debido a la artritis en personas de la tercera edad, problemas de espalda debido a lesiones

laborales, fracturas relacionadas con la osteoporosis, lesiones causadas por accidentes de

tráfico y por la guerra, lesiones causadas por deformidades y enfermedades relacionadas

con el sistema óseo que dejan lisiados a muchos niños y les privan de un desarrollo

normal. Todos estos factores, contribuyen a una elevada demanda de dispositivos

prostéticos, por lo que es conveniente tratar de desarrollar materiales para la

recuperación y tratamiento de personas con este tipo de discapacidades.

3

Introducción

Los polímeros sintéticos bioabsorbibles con capacidad de degradarse gracias a

reacciones de hidrólisis en condiciones fisiológicas dentro del cuerpo humano, y a

eliminarse completamente por vías metabólicas, son los materiales más atractivos para la

elaboración de andamios porosos en Ingeniería de Tejidos. Estos andamios elaborados a

partir de este tipo de polímeros, ofrecen la posibilidad de crear tejidos completamente

naturales, dejando a un lado los problemas de infección y formación de tejido fibroso,

asociados a los transplantes e implantes permanentes.

Una de los principales objetivos en el uso de biomateriales en Ingeniería de Tejido

Óseo (ITO), consiste en la preparación y obtención de materiales capaces de simular las

propiedades (físico-químicas) del hueso una vez implantados. El uso de Nanotubos (NTC) y

Nanofibras de carbón (NFC), ha encontrado un importante uso en el campo de la

ortopedia, debido a que estos materiales simulan la geometría de la hidroxiapatita (HA) in

vivo. Los NTC y las NFC, poseen diversas propiedades que sugieren que estos materiales

pueden ser utilizados en el desarrollo de nuevos dispositivos para la reconstrucción de

tejido óseo. La relación de aspecto y la forma física de estas partículas, mimetizan la

estructura cristalina de la HA en el hueso natural (dimensiones de la HA, 50- 100 nm de

longitud y de 1 - 10 nm de diámetro). Las nanofibras de carbón, también simulan las

dimensiones de las fibras de colágeno (0.1- 8 11m en diámetro) en el hueso. Más aún, las

predicciones teóricas del Módulo de Young (E) para los NTC es de alrededor de 2 TPa, el

cual es cerca de tres veces más alto que la magnitud del hueso y en esfuerzo máximo son

similares. Tales predicciones, sugieren que estos materiales pueden ser utilizados como

refuerzos fisiológicos para el remplazo de tejido óseo. Las NFC, no poseen un arreglo de

átomos de carbón de tipo helicoidal como los NTC, por lo que sus propiedades mecánicas

son ligeramente inferiores, sin embargo, sus propiedades mecánicas aún siguen siendo

superiores a las del tejido óseo. Materiales compuestos de NFC y polímeros han sido

obtenidos, logrando acercarse a las propiedades mecánicas del tejido óseo .

Por lo tanto, la presente Tesis Doctoral, trata de proporcionar una alternativa más,

al desarrollo de estos nuevos materiales, que buscan dar solución a los numerosos

problemas del tejido óseo.

4

Capítulo 1: Antecedentes

1.1. SISTEMA ÓSEO: FUNCIÓN Y ESTRUCTURA.

El sistema óseo humano, forma el armazón que soporta nuestro cuerpo, el que

protege nuestros órganos y permite nuestros movimientos. De gran robustez y ligereza, el

sistema óseo es un tejido dinámico, continuamente en fase de remodelación . El

esqueleto, oculto a la vista, es una masa formidable de tejido que supone alrededor del

9% del volumen del cuerpo y el 17% de su peso. El hueso sirve además, de reservorio de

calcio, fósforo y otros iones. Aportan superficies articulares, que participan junto a

estructuras de refuerzo para formar las articulaciones. Los huesos son órganos vivos,

duros y poseen una resistencia a la tensión similar a la del hierro, pero son tres veces más

ligeros y diez veces más flexibles. Estructuralmente, el esqueleto consiste en unos 200

huesos formados por tejido óseo, cartílagos, médula ósea y el periostio o membrana que

rodea los huesos 111 .

Figura 1.- Estructura del Periostio.

S


El periostio (figura 1), es una membrana fibra-elástica que rodea la superficie

externa de los huesos, con exclusión de las partes revestidas por cartílago articular y

lugares en los que se insertan tendones y ligamentos. Se encuentra ricamente

vascularizados e inervados. El periostio posee una capa externa fibrosa de tejido conectivo

muy vascularizada y una interna osteogénica con osteoblastos que permiten la reparación

y crecimiento de los huesos.

Las funciones básicas de los huesos y esqueleto son ¡21 :

l. Soporte: los huesos proveen un cuadro rígido de soporte para los músculos y

tejidos blandos.

2. Protección: los huesos forman varias cavidades que protegen los órganos internos

de posibles traumatismos. Por ejemplo, el cráneo protege el cerebro frente a los

golpes, y la caja torácica, formada por costillas y esternón protege los pulmones y

el corazón.

3. Movimiento: gracias a los músculos que se insertan en los huesos a través de los

tendones y su contracción sincronizada, se produce el movimiento.

4. Homeostasis mineral: el tejido óseo almacena una serie de minerales,

especialmente calcio y fósforo, necesarios para la contracción muscular y otras

muchas funciones. Cuando son necesarios, el hueso libera dichos minerales en la

sangre que los distribuye a otras partes del organismo.

S. Producción de células sanguíneas: dentro de cavidades situadas en ciertos huesos,

un tejido conectivo denominado médula ósea roja produce las células sanguíneas

rojas o hematíes mediante el proceso denominado hematopoyesis.

6. Almacén de grasas de reserva: la médula amarilla consiste principalmente en

adipocitos con unos pocos hematíes dispersos. Es una importante reserva de

energía química.

6

Capitulo 1: Antecedentes

1.2. ESTRUCTURA MACROSCÓPICA DEL HUESO.

Desde un punto de vista histológico, el hueso es un tejido conjuntivo mineralizado

muy vascularizado e inervado, que está estructurado en laminillas de matriz osteoide

calcificada. La disposición de estas laminillas es la que determina que el hueso sea cortical

o esponjoso ¡31 .

• HUESO COMPACTO {CORTICAL).

Constituye la mayor parte de la diáfisis de los huesos largos, así como de la parte

externa de todos los huesos del cuerpo. El hueso compacto constituye una protección y

un soporte. Tiene una estructura de láminas o anillos concéntricos alrededor de canales

centrales llamados canales de Havers que se extienden longitudinalmente. Los canales de

Havers están conectados con otros canales llamados canales de Volkmann, que perforan

el periostio. Ambos canales son utilizados por los vasos sanguíneos, linfáticos y nervios

para extenderse por el hueso. Entre las láminas concéntricas de matriz mineralizada hay

pequeños orificios o lacunae donde se encuentran los osteocitos. Para que estas células

puedan intercambiar nutrientes con el líquido intersticial, cada lacuna dispone de una

serie de canalículos por donde se extienden prolongaciones de los osteocitos. Los

canalículos están conectados entre sí y, eventualmente a los canales de Havers. El

conjunto de un canal central, las láminas concéntricas que lo rodean y las lacunae,

canalículos y osteocitos en ellas incluidos, recibe el nombre de osteón o sistema de

Havers. Las restantes láminas entre osteones se llaman láminas intersticiales.

• HUESO ESPONJOSO (TRAVECULAR).

A diferencia del hueso compacto, el hueso esponjoso no contiene osteones, sino que

las láminas intersticiales están dispuestas de forma irregular formando unos tabiques o

placas llamadas trabéculas. Estos tabiques forman una estructura esponjosa dejando

huecos que están llenos de la médula ósea roja.

7


Dentro de las trabéculas están los osteocitos que yacen en sus lacunae con

canalículos que irradian desde las mismas. En este caso, los vasos sanguíneos penetran

directamente en el hueso esponjoso y permiten el intercambio de nutrientes con los

osteocitos. El hueso esponjoso es el principal constituyente de las epífisis de los huesos

largos y del interior de la mayor parte de los huesos.

Figura 2.- Estructura macroscópica del hueso.

1.3. ESTRUCTURA MICROSCÓPICA DEL HUESO.

El hueso es un tejido conectivo que consiste esencialmente en una matriz

extracelular mineraliza y células especializadas. Más de un 99% en volumen de la matriz

ósea se halla mineralizada (hueso cortical: 99,9%; hueso esponjoso: 99,2%} por lo que

posee un componente orgánico y otro inorgánico.

MATRIZ ÓSEA.

);> El componente orgánico de la matriz ósea, determina la estructura y las

propiedades mecánicas y bioquímicas del hueso. Se halla integrado por colágeno

tipo 1 (85-90%} y una pequeña proporción de otras proteínas (10-15%}:

proteoglicanos (biglicano, decorina), proteínas implicadas en la adhesión celular

(trombospondina, osteonectina, sialoproteína ósea), osteocalcina y factores de

crecimiento.

8


En el hueso maduro las fibras colágenas se disponen en láminas paralelas {hueso

laminar) pero en cada lámina las fibras forman un ángulo agudo con respecto a las

de las láminas contiguas.

)> El componente inorgánico de la matriz ósea, está constituido en su mayor parte

por fosfato cálcico en forma de cristales de hidroxiapatita {HA). Estos cristales, se

incrustan en las fibras de colágeno para formar un material que reúne las

características adecuadas de rigidez, flexibilidad y resistencia . La HA cuya fórmula

es Ca 10{P04)6{0Hh, pertenece a una familia de minerales denominados Apatitos, y

cuyo nombre significa decepción o engaño, debido a la facilidad con que era

confundido con otras especies minerales como el berilio o la turmalina . La HA

presenta carácter iónico, y su estructura puede describirse como el

empaquetamiento hexagonal de átomos de oxigeno con los metales, ocupando los

huecos tetraédricos y octaédricos de la red periódica formada .

CÉLULAS ¡41 •

En ausencia de hueso por defectos congénitos, por traumatismos o por problemas

oncológicos, este hueso puede reconstruirse por procesos fisiológicos de remodelación o

cicatrización. Sin embargo, la cicatrización no se acompaña de la capacidad de crecimiento

que se requiere en niños principalmente en defectos congénitos o de otra causa . Existen

dos clases principales de células: células formadoras de hueso y células destructoras de

hueso.

Células Formadoras de Hueso.

)> Células Osteoprogenitoras: son células no especializadas derivadas del

mesénquima, el tejido del que derivan todos los tejidos conectivos. Se encuentran

células osteoprogenitoras en la capa interna del periostio, en el endostio y en los

canales del hueso que contienen los vasos sanguíneos. A partir de ellas se general

los osteoblastos y los osteocitos.

9


~ Osteoblastos: son células que forman el tejido óseo pero que han perdido la

capacidad de dividirse por mitosis. Segregan colágeno y otros materiales utilizados

para la construcción del hueso. Se encuentran en las superficies óseas y a medida

que segregan los materiales de la matriz ósea, esta los va envolviendo,

convirtiéndolos en osteocitos.

~ Osteocitos: son células óseas maduras derivadas de los osteoblastos que

constituyen la mayor parte del tejido óseo. Al igual que los osteoblastos han

perdido la capacidad de dividirse. Los osteocitos no segregan materiales de la

matriz ósea y su función es la mantener las actividades celulares del tejido óseo

como el intercambio de nutrientes y productos de desecho.

Células Destructoras de Hueso.

~ Osteoclastos: son células derivadas de monocitos circulantes que se asientan

sobre la superficie del hueso y proceden a la destrucción de la matriz ósea

(resorción ósea).

Los materiales sustitutos óseos pueden actuar sobre el hueso huésped por tres

mecanismos: osteoconducción, osteoinducción, osteogénesis o la combinación de dos o

más de ellos ¡s¡.

• Osteoconducción. Es el crecimiento óseo por aposición, a partir del hueso

existente y sobre el mismo.

• Osteoinducción. Un material osteoinductivo es capaz de inducir la transformación

de células indiferenciadas en osteoblastos o condroblastos en una zona en la que

normalmente no ocurre este fenómeno. Los materiales osteoconductivos

contribuyen a la formación ósea durante el proceso de remodelación.

• Osteogénesis. Proceso por el cual los materiales pueden formar hueso, por la

presencia de células mesenquimatosas indiferenciadas. Los materiales de injerto

osteógenos están formados por células óseas vivas, que inducen los factores de

crecimiento para el hueso, como las proteínas óseas morfogenéticas.

10


El único material con capacidad osteoinductiva, osteconductiva y osteogénica es el

propio hueso de un individuo. Ningún material biocompatible, absorbible o no, que

genere la formación de células indiferenciadas en osteoblastos o que contengan

proteína ósea morfogénica, tiene las tres propiedades. Esto justifica el desarrollo

de una unidad osteogénica donde se obtengan de manera simultánea.

1.4. PROPIEDADES MECÁNICAS DEL HUESO.

El sistema esquelético tiene como función principal conferir al cuerpo humano una

estructura que por un lado se rígida, lo que le permite mantener su forma, y por otro lado

estar articulada, facilitándole los movimientos. Asimismo, sirve de punto de anclaje al

sistema muscular permitiendo que éste realice su función. Está sometido, por tanto, a las

fuerzas estáticas del peso del cuerpo y a las dinámicas de la acción muscular y los

ligamentos. Contra lo que pudiera parecer, los esfuerzos soportados por el hueso

dependen menos del peso del cuerpo, que de la acción muscular o de las variaciones en la

aceleración que puede sufrir 161 .

Para poder ejercer su función, el hueso tiene tres propiedades mecánicas

fundamentales, que son la resistencia, rigidez y la elasticidad. Las propiedades mecánicas

del hueso se determinan mediante ensayos de tracción, compresión, torsión, o de corte

sobre especímenes. A partir de estos ensayos se pueden determinar la respuesta en

términos de Fuerza- Desplazamiento, definiendo así las propiedades estructurales, o bien

en términos de Tensión - Deformación, determinando las propiedades materiales. El

análisis experimental de las propiedades mecánicas del hueso es altamente compleja

debido a la anisotropía del mismo que requiere de múltiples ensayos, por otro lado el

reducido tamaño de las muestras que se pueden conseguir y fundamentalmente porque

se trata de un material vivo. En general los huesos están sometidos a una amplia variedad

de estados de carga, tanto compresivas como de tracción o de cizalladura.

11


En el caso particular de los biomateriales, los requerimientos mecánicos, están

determinados por la naturaleza del tejido que se quiera reemplazar y su entorno

funcional. Las propiedades elásticas del hueso cortical humano, aplicando una carga en el

plano transversal al eje longitudinal, son aproximadamente isotrópicas, y a su vez, son

substancialmente diferentes a aquellas obtenidas al aplicar cargas en la dirección

longitudinal. Por lo tanto, el hueso cortical humano es considerado como un material

ortotrópico 171 .

En el caso de la res istencia mecánica del hueso, ésta depende también de la

dirección en la cua l es aplicado el esfuerzo en el hueso. Al mismo tiempo, también

depende de si el hueso es cargado a flexión, compresión o tracción .

Por todo esto, no es posible especificar la resistencia o las propiedades elásticas

del hueso cort ical con un único valor. Las propiedades mecánicas del hueso cortical

ensayado a tracción y a compresión en la dirección transversal y longitudinal, así como la

resistencia a la cizalladura se presentan en la siguiente tabla 181 :

Tabla l.-Propiedades Mecánicas del Hueso Cortical.

PROPIEDAD longitudinal Transversal

Resistencia a Tracción (MPa) 8-151 51-56

Resistencia a Compresión (Mpa) 131-224 106-133

Módulo de Young (Gpa) 17-20 6-13

Resistencia a la cizalladura (Mpa) 1-70

Módulo de Cizalladura (Gpa) 3

La complej idad de la estructura del hueso, es la responsable de su comportamiento

mecánico particular, así como: anisotrópico, heterogéneo, viscoelástico y termo

reológicamente complejo . A todo esto, se debe sumar la presencia de un ambiente

fisiológico altamente agresivo.

12


Cabe destacar, que las propiedades mecánicas antes mencionadas del hueso

cortical o compacto, capa exterior del hueso, cambian drásticamente en el caso del hueso

trabecular o esponjoso, capa interna del hueso, tal que su módulo se encuentra

típicamente entre 50-100 Mpa y su resistencia máxima a compresión, está entre 5-10

Mpa.

Por tanto, el material candidato para el reemplazo de hueso, debe ser resistente a

la corrosión en el ambiente fisiológico, biocompatible, bioadherente (crecimiento de

hueso en contacto), biofuncional (propiedades mecánicas adecuadas, cercanas a las del

hueso), conformable y disponible.

1.5. TECNICAS CONVENCIONALES PARA LA

REGENERACION ÓSEA

Durante muchos años, el hombre ha tratado de regenerar tejido óseo in vivo, pero

las técnicas utilizadas no han sido lo suficientemente satisfactorias en orden de mejorar la

vida del paciente. El daño total o parcial de tejido y la pérdida de la función de un órgano,

se encuentran entre los problemas más graves y costosos de la salud humana.

Inicialmente, esos problemas se han abordado mediante el trasplante de órganos y tejidos

alogénicos, sin embargo esta opción se ve limitada por la baja disponibilidad de donantes.

Como consecu.encia, cada año muere un gran número de pacientes en lista de espera y,

más grave aún, muchos otros no llegan siquiera a integrarlas. Tradicionalmente, los

defectos óseos se han tratado implantando tejidos autólogos, alogénicos o xenogénicos, o

implantando sustitutos en otros casos.

El objetivo de las distintas técnicas de restauración de defectos óseos y fracturas,

es conseguir la regeneración y consolidación de las mismas, respetando la anatomía

original lo más posible y recuperando al mismo tiempo el máximo de funcionalidad del

hueso. Las técnicas convencionales utilizadas para la regeneración ósea, abarcan la

utilización de injertos de tejidos de origen animal o humano.

13


A continuación, se describen las técnicas convencionales para la regeneración

ósea !91, [lol.

Tejido Autólogo o Autoinjertos: Un Autoinjerto se define como el transplante de

tejido que se realiza de un sitio a otro dentro del mismo individuo. Las mayores tasas de

éxitos dentro del área de los injertos óseos se han alcanzado con autoinjertos, ya que

éstos son esencialmente tejidos vivos con sus células intactas y no hay reacción de tipo

inmunológico o de rechazo, ya que pertenecen al mismo individuo. La mayor desventaja

que presenta esta técnica es que el procedimiento para la extracción del tejido a injertar,

requiere de intervenciones quirúrgicas bastantes complejas y costosas, además del largo

período de recuperación y la exposición a infecciones por parte del paciente.

Tejido Homoinjerto o Aloinjertos: El término aloinjerto, se refiere al transplante

de tejidos u órganos entre individuos de la misma especie. En el caso de los injertos óseos,

se utilizan tejidos de donantes que hayan muerto recientemente. Los Aloinjertos son

utilizados para la reconstrucción de defectos óseos después de haber sufrido una lesión o

trauma, extirpado un tumor o una artroplastia . Antes de ser implantados estos tejidos

deben ser sometidos a unan serie de tratamientos con el fin de evitar reacciones

inmunológicas o la contaminación cruzada debida a cualquier enfermedad alojada en el

tejido a implantar. Estos tratamientos incluyen irradiación, freeze-drying, lavado en ácido

y otros tratamientos de tipo químico.

Xenoinjerto: Se define como el transplante de tejidos entre dos especies

diferentes. Un ejemplo de esta técnica es el uso de hueso de origen bovino. Muchos

bancos de tejidos prefieren trabajar con este tipo de tejidos ya que con esta técnica es

posible obtener mayores cantidades de hueso (en relación con el hueso humano) con una

microestructura determinada, lo cual es un factor muy importante para el crecimiento del

hueso. Sin embargo, este tipo de injertos presenta una gran limitación debida al riesgo de

transmisión de enfermedades infecciosas.

14


La creciente necesidad de órganos ha llevado a los investigadores a plantear la

posibilidad de utilizar células y materiales de diversa naturaleza, para la reconstrucción de

órganos y tejidos, para dar así al nacimiento de una disciplina conocida hoy en día como,

Ingeniería de Tejidos ó IT. La IT es un campo multidisciplinario, que tiene como objetivo

aprovechar los conocimientos de la Bioingeniería, la Biología y la ciencia de los

Biomateriales, y adaptarlos de tal forma, que contribuyan al mejoramiento de la salud

humana [lll, [121 .

1.6. INGENIERÍA DE TEJIDOS (IT)

Esta disciplina, consiste en el uso de los principios y métodos de la ingeniería, la

biología y la bioquímica, orientados a la comprensión de la estructura y la función de los

tejidos normales y patológicos de los mamíferos, y el consecuente desarrollo de sustitutos

biológicos para restaurar, mantener o mejorar su función . En otras palabras, la IT (figura 3)

es el montaje tridimensional de tejidos u órganos vitales, mediante un proceso que

incluye células, señales y respuestas, así como una matriz extracelular [131. En la figura 3, se

observa un esquema para la regeneración de tejido óseo.

Se seleociona lNirtZ. el po <>elular y ~ SUS1anaas ~wnc:as en función del órgano cmaoo

f-j e8ulas

p{:;==s

Figura 3.- Regeneración de tejido óseo.

El concepto de la IT, tiene muchas aplicaciones en la medicina regenerativa,

término a menudo utilizado para definir el reemplazo, la reparación o el realce funcional

de tejidos y órganos.

15


La IT es una de las áreas con más potencial dentro de la medicina regenerativa . La

utilización de esta metodología implicaría la disminución de los problemas relacionados

con la utilización de las técnicas convencionales antes mencionadas, como son las

intervenciones costosas y dolorosas para la extracción del tejido en el caso de los

autoinjertos, la disponibilidad de donantes y las reacciones de rechazo, en el caso de los

aloinjertos, y el riesgo de transmisión de enfermedades infecciosas en el caso de los

xenoinjertos.

La IT se basa en la utilización de biomateriales denominados de tercera generación,

es decir, aquellos materiales diseñados que buscan interactuar con el tejido de forma

específica, mediante estímulos a nivel celular y molecular, y combinan las propiedades de

bioabsorbabilidad y bioactividad dentro del mismo material. Que sean capaces de

estimular la respuesta celular y molecular de forma controlada, para que actúen como

andamios temporales en la reparación de defectos óseos. Dentro de esta área, existen dos

tendencias principalmente. Un primer acercamiento, consiste en tomar células específicas

mediante una biopsia del paciente, para hacer crecer células sobre el soporte poroso

tridimensional, bajo condiciones de cultivo in vitro. La segunda opción, consiste en

incorporar el soporte dentro del cuerpo del paciente, con el propósito de crecer el nuevo

tejido directamente en el paciente (in vivo), donde el soporte puede ser degradado con

forme pasa el tiempo.

La ventaja de este método, consiste en reducir el número de operaciones

necesarias, permitiendo que el paciente se recupere en un periodo de tiempo mucho más

corto .

Entre algunos de los materiales obtenidos por medio de la IT, se encuentra el

desarrollo de piel 1141, hueso 1151, cartílago 1161, músculo suave 1171, tendones 1181

componentes cardiovasculares 1191, ojo 1201 y nervios 1211 .

16


1.7. ANDAMIOS POROSOS TRIDIMENSIONALES

Los andamios porosos tridimensionales son dispositivos que proporcionan a las

células el apoyo necesario para su proliferación y mantenimiento de sus funciones

diferenciadas, y las señales biológicas requeridas para la conservación de la expresión

génica específica y, además, define la arquitectura del tejido. Las células interactúan con

estos dispositivos de manera activa en el proceso de regeneración del tejido, lo cual

induce la liberación de factores de crecimiento, mientras que sintetizan su propia matriz

extracelular, que proporciona un ambiente y arquitectura específicos del tejido, y sirve

como reservorio de agua, citosinas y factores de crecimiento entre otros 1221.

En función de lo que se quiera reparar (p.ej. hueso) se crea un "soporte o

andamio", que imite la forma de ese tejido u órgano y se introducen dentro, las células

que van a formar ese tejido (en nuestro caso células formadoras de hueso u osteoblastos)

y las moléculas necesarias para que se lleve a cabo el proceso (denominados factores de

crecimiento, que son específicos para cada tejido y activan la división de las células).

Mientras el "soporte" aporta consistencia al órgano, las células empiezan a

multiplicarse dentro por la acción de las señales químicas que favorecen su crecimiento .

Poco a poco, la masa de células va aumentando y va llenando el espacio libre. Las células a

la vez van organizándose y adquiriendo la forma del armazón, que a su vez imita la

estructura del órgano diana (en nuestro caso el hueso) . Estos andamios, se construyen con

moléculas permeables para permitir el paso de oxígeno y nutrientes necesarios para el

crecimiento de las células. Además, son biodegradables y se disuelven una vez que han

desarrollado su función. Cuando llega este momento, las células del interior del soporte

entran en contacto con las del órgano in vivo regenerándolo.

17


Los andamios tridimensionales para la IT, deben satisfacer ciertos criterios 1231:

l. Biocompatibilidad y Biofuncionalidad.

Las características más importantes que han de presentar los biomateriales son su

biofuncionalidad y biocompatibilidad. Generalmente, la funcionalidad se cubre

satisfactoriamente con las características mecánicas que poseen los materiales

habitualmente utilizados. Sin embargo, lo primordial es que un material sea

compatible, es decir, que no desencadene una respuesta inmunológica en el

organismo.

2. Porosidad.

Debe poseer poros abiertos e interconectados, necesarios para la difusión de

nutrientes y gases, y para la remoción de desechos metabólicos como resultado de

la actividad celular, lo cual es fundamental en el hueso, debido a sus características

metabólicas, ya que se esperan altas tasas de transferencia de masa, incluso

cuando se realizan procesos in vítro.

3. Tamaño de Poro.

El tamaño ideal del poro para la regeneración de tejido óseo, varía entre 200 y 900

¡.tm.

4. Propiedades de la superficie.

Tanto las químicas como las topográficas, pueden controlar y afectar la adhesión y

prol iferación celular; las propiedades químicas están relacionadas con la habilidad

de las células para adherirse al material. Las propiedades topográficas, son

fundamentales para la Osteoconducción, que es el proceso mediante el cual las

células osteogénicas migran a la superficie del soporte a través de un coágulo de

fibrina, que se establece después de ser implantado el material.

18


S. Propiedades Mecánicas.

Depende del lugar de implantación y de las fuerzas mecánicas a las que se verá

expuesto el implante.

6. Biodegradabilidad.

Para la fabricación de los andamios, se debe de utilizar materiales que tengan tasas

de resorción que igualen a las de la formación ósea, de tal manera, que para

cuando la lesión esté totalmente regenerada, el soporte tridimensional se haya

degradado totalmente. Los materiales biodegradables de uso biomédico han de

mantener sus propiedades mecánicas hasta haber cumplido su función y

posteriormente deben ser absorbidos y excretados por el organismo. El

mecanismo predominante de la degradación consiste en la hidrólisis de los enlaces

lábiles de las cadenas poliméricas. En una primera fase, el agua penetra en los

dominios amorfos del material atacando los enlaces químicos y convirtiendo las

cadenas poliméricas en fragmentos más cortos solubles en agua . En esta primera

etapa, el material no pierde sus propiedades porque la matriz del material está

soportada aún por las regiones cristalinas. Una posterior hidrólisis con la

consecuente reducción de peso molecular da lugar a una pérdida de propiedades

físicas, cuando el agua empieza a fragmentar el material. En una segunda fase,

tiene lugar el ataque enzimático y la metabolización de los fragmentos dando

como resultado una rápida pérdida de peso molecular del polímero. Otro tipo de

biodegradación es la bioerosión que tiene lugar cuando la velocidad a la que el

agua penetra en el material es inferior a la velocidad de conversión del polímero

en materiales solubles en agua . Dicho proceso provoca un adelgazamiento

progresivo del dispositivo. Aunque puede ser debida a la solubilización del

polímero intacto, la degradación química del polímero es habitualmente la

responsable de este proceso. En la mayoría de polímeros biodegradables, la

hidrólisis es el mecanismo de degradación más importante.

19


Existen varios factores que pueden influir en la velocidad de degradación: el

tipo de enlace químico, el pH, la composición del copolímero y el más importante,

la higroscopicidad. Los cambios físicos y químicos que ocurren durante la

degradación de los polímeros biodegradables, así como la cristalización de los

oligómeros y los monómeros o los cambios de pH, también pueden repercutir en la

velocidad del proceso. El peso molecular es el parámetro más ampliamente

aceptado para evaluar la degradación. La velocidad de degradación de los

polímeros biodegradables depende de su hidrofilicidad y de la accesibilidad de sus

enlaces hidrolíticamente inestables a los fluidos corporales. También dependerá

del acceso que tengan las enzimas u otras moléculas capaces de romper estos

enlaces químicos. Por lo tanto, la higroscopicidad del material, su morfología,

cristalinidad y peso molecular serán parámetros clave en la cinética de

degradación del polímero y en la pérdida de sus propiedades mecánicas y de peso

durante el tiempo de implantación

7. Material Radiolúcido. Es preferible a la hora de diferenciar radiológicamente el

nuevo hueso del material implantado.

1.8. TECNOLOGÍAS PARA LA OBTENCIÓN DE

ANDAMIOS 3D

Una gran variedad de tecnologías han sido desarrolladas para la obtención de

andamios porosos. Cada técnica, le confiere al andamio final, características estructurales

diferentes, por lo que es importante elegir la técnica correcta según la aplicación final del

andamio 1241' 1251 . La mayoría de las técnicas de procesado convencionales desarrolladas

para producir andamios porosos, resultan poco adecuadas para producir materiales para

aplicaciones biomédicas, ya que en general utilizan aditivos tales como surfactantes, etc.

Entre las técnicas adecuadas para la obtención de andamios 3D, se encuentran:

20


Unión de Fibras, Dilución y Colada con liberación de partículas, Saturación con Gas,

Moldeado en Fundido, Gel Casting, Liofilización, Impresión tridimensional y Laminación de

membranas.

~ Unión de Fibras.- Consiste en la elaboración de redes interconectadas, mediante la

unión de fibras poliméricas, por ejemplo Poliácido láctico (PLA) y Poliácido Glicólico

(PGA). Las fibras de PGA son alineadas con la forma final de la estructura deseada y

embebidas en una disolución de PLA y un disolvente adecuado. Dado la

especificidad del solvente, de los polímeros y de su T m, esta técnica es de difícil

aplicación con otros polímeros. Su principal ventaja es us elevada superficie para

conseguir una buena adhesión celular, y una excelente permeabilidad para

conseguir una rápida difusión de nutrientes que permitan la supervivencia y

crecimiento celular 1261• 1271 .

~ Disolución y Colada con liberación de partículas.- Constituye uno de los métodos

más sencillos y económicos para preparar andamios porosos de forma

homogénea. En una solución polimérica, se incorpora una determinada cantidad

de partículas minerales (NaCI) u orgánicas (sacarosa). La mezcla es colocada en un

molde donde el solvente se deja evaporar. Una vez evaporado el solvente, las

partículas son disueltas en agua dejando a su paso los diferentes poros. Con esta

técnica, se pueden conseguir porcentajes de porosidad bastante elevados. La

porosidad y el tamaño de los poros, dependerá de la cantidad y el tamaño de

partículas utilizadas. La superficie efectiva lograda depende de la fracción de

partículas, su tamaño y la distribución de tamaños. Las desventajas del método

son: en general es necesario utilizar disolventes bastante tóxicos para las células, y

la limitación de producir membranas porosas delgadas 1281 .

21


~ Saturación con gas.- Para ello, se utilizan materiales poliméricos prensados, los

cuales son expuestos a altas presiones de C02, permitiendo así la saturación del

polímero con el gas. Se crea una inestabilidad termodinámica al reducir la presión

del gas a niveles ambientales. Esto conlleva, la nucleación y expansión del gas

disuelto, generando macroporos. La mayor desventaja es de que el producto final

es poco poroso en la superficie, y además permanece un cierto porcentaje de

poros cerrados en el interior del material ¡291, ¡301.

~ Moldeado en Fundido.- El moldeado en fundido no ha sido utilizado hasta el

momento como una técnica de preparación de andamios para IT. Sin embargo, se

ha utilizado en combinación con otras técnicas que utilizan porógenos como

agentes promotores de formación de la estructura porosa interconectada, o como

una técnica para preparar una preforma de soporte definitivo. Un ejemplo típico,

consiste en procesar PLGA en forma de polvo y microesferas de Gelatina utilizando

un molde de teflón. El molde cargado de la mezcla se calienta por encima de su

temperatura de transición vítrea del sistema polimérico. El compuesto de PLGA

Gelatina, se desmolda y las partículas de gelatina se disuelven selectivamente con

agua desionizada, obteniendo una matriz porosa de PLGA con una geometría

idéntica al molde utilizado en su preparación . Utilizando moldes del tamaño y

geometría específicos, es posible preparar andamios a la medida, y además el

método ofrece la posibilidad de controlar el tamaño del poro y la porosidad,

utilizando microesferas del tamaño adecuado y la concentración requerida.

~ Gel Casting.- Este método, consiste en disolver el polímero en un solvente

orgánico como la acetona. La solución polimérica es colocada en un molde hasta

alcanzar consistencia de gel. Seguidamente, el gel es procesado mediante

diferentes concentraciones de acetona, etano y agua, para así obtener una

estructura microporosa [3ll .

22


)> Liofilización.- Las técnicas basadas en liofilización utilizan soluciones homogéneas

de un sistema polimérico en un disolvente de punto de congelación relativamente

elevado (agua, dioxano). La solución se enfría hasta temperaturas inferiores a la de

solidificación del sistema y el disolvente se elimina por sublimación a vacío

manteniendo el sistema congelado 1321• La morfología del sistema poroso está

controlada por la transición de fase que tiene lugar durante el proceso de

enfriamiento, ya sea transición líquido-líquido o sólido-sólido. El método es

bastante sensible a variables como la velocidad de enfriamiento o concentración

del sistema polimérico y el tamaño de poros máximo está limitado a unas 100 ¡..tm .

)> Impresión Tridimensional.- Tecnologías de modelado rápido, tales como las de

impresión en 3D o las de deposición (FDM), permiten crear andamios porosos que

mimetizan la microestructura de los tejidos vivos. Las tecnologías de impresión en

3D, están basadas en la proyección de un aglomerante o adhesivo a través de una

boquilla sobre un lecho de polvo. El dispositivo se desarrolla mediante la acción de

capas secuenciales. El primer lecho se logra mediante la proyección del

aglomerante o adhesivo en polvo. Éste constituye la primera capa y sucesivamente

se van agregando capas hasta conseguir el dispositivo completo .

El proceso se realiza a temperatura ambiente, lo que permite la incorporación de

un buen número de agentes biológicamente activos, sensibles a la temperatura,

como son los factores de crecimiento. Los procesos de deposición, consiste en la

extrusión de un filamento del polímero por una boquilla caliente y su deposición

sobre una bandeja, siendo inicialmente diseñado mediante un modelo geométrico

elaborado por un Diseño Asistido por Computadora (CAD, por sus siglas en inglés)

[33)

23


)> laminación de Membranas.- Consiste en la utilización de diferentes films porosos,

generalmente obtenidos a partir de la técnica de disolución y colada con liberación

de partículas, y colocados uno sobre otro unidos con ayuda de la impregnación con

cloroformo en la superficie, para obtener estructuras 30 de forma continua,

conservando las propiedades de las membranas utilizadas para su preparación.

Este método, permite la construcción de espumas porosas 30 con un perfil

anatómico especifico, y es posible utilizar sistemas de modelado auxiliados por

computadoras para conseguir implantes de las dimensiones y geometría

requeridas. Sin embargo, la técnica requiere bastante tiempo, ya que solo pueden

ser utilizadas membranas relativamente delgadas. Además de ello, la

superposición de láminas solo permite consegu ir un número limitado de poros

interconectados 1341 .

1.9. SELECCIÓN DEL MATERIAL PARA LA OBTENCIÓN

DE ANDAMIOS

La selección del material para la obtención de andamios porosos 30, es crítica y en

muchas ocasiones bastante compleja. Como se mencionó anteriormente, el soporte debe

satisfacer ciertos criterios. Existen muchos materiales biocompatibles disponibles dentro

de la gran familia de los metales, cerámicos y poliméricos. Sin embargo, los criterios de

biodegradabilidad excluyen la utilización de elementos metálicos, y en buena parte de

materiales cerámicos. Aunque materiales cerámicos biodegradables y bioabsorbibles a

base de fosfato tricálcico y corales marinos, han sido utilizados con aceptables resultados,

estos presentan series limitaciones, ya que su procesado es complejo y difícil, y en general

no es posible controlar su velocidad de absorción o biodegradación. Sin embargo, existe

una amplia gama de polímeros que pueden modelarse con relativa facilidad en formas

geométricamente complejas, con excelente biocompatibilidad y buen resultado en

numerosas aplicaciones biomédicas 1351• 1361.

24


La IT ha evolucionado considerablemente en los últimos años, apoyándose en el

desarrollo y aplicación clínica de una amplia gama de materiales poliméricos

biodegradables, tanto de origen natural como sintético. A pesar de la gran mayoría de

polímeros biodegradables disponibles, existe una marcada tendencia a aplicar aquellos

que ya han sido utilizados para aplicaciones biomédicas bien contrastadas y cuyo uso

clínico, ya ha sido aprobado por la administración sanitarias de los países avanzados. No

obstante, la creciente demanda de materiales y la sofisticación de nuevos implantes

biomédicos, supone un reto para el desarrollo de sistemas poliméricos específicos en los

que se considera no solo su composición química, sino aspectos morfológicos y

geométricos importantes.

Está claramente establecido, que los requisitos necesarios para la selección de

materiales biodegradables como implantes para aplicaciones biomédicas, deben de

ajustarse a las siguientes propiedades 1371 :

1} El implante debe de presentar un comportamiento mecánico adecuado durante

suficiente tiempo, para garantizar un buen proceso de regeneración en la zona de

aplicación.

2} El material seleccionado debe degradarse mediante mecanismos que estén bien

controlados en el tiempo, por ejemplo, que no sufran fragmentaciones

prematuras, o erosiones aceleradas por procesos autocatalíticos en el medio

fisiológico .

3} Una buena compatibilidad del implante, lo que no solo depende de la naturaleza

química del mismo, sino además de variables como son la forma, el tamaño o

incluso el punto de aplicación.

4} Los productos biodegradativos producidos como consecuencia de las reacciones

hidrolíticas dentro del cuerpo humano, no deben presentar toxicidad tanto a nivel

local como en los órganos encargados de su eliminación (hígado, riñón).

25


5) Finalmente, es necesario que los materiales seleccionados puedan esterilizarse con

garantía. De hecho, éste comienza a ser un problema técnico, ya que no es posible

aplicar las técnicas de esterilización convencionales basadas en vapor

sobrecalentado a alta presión en autoclave. Habitualmente se utilizan tratamientos

con óxido de etileno, o bien aplicación con radiación, pero ambos sistemas

presentan serios inconvenientes en muchas aplicaciones, sobre todo si se trata de

materiales porosos de elevado peso molecular. El tratamiento con óxido de etileno

puede producir modificaciones químicas en la superficie que afecten seriamente a

las propiedades superficiales, por ejemplo el carácter hidrofílico o hidrofóbico, la

solubilidad en el medio fisiológico, rigidez, etc. Además de ello, si los sistemas son

porosos puede quedar atrapada suficiente cantidad de óxido de etileno para

producir efectos nocivos cuando se implanta en un tejido vivo, reaccionando con

sistemas proteicos y provocando desnaturalización o modificaciones tisulares que

influyen seriamente en el comportamiento del biomaterial a medio o largo plazo.

Atendiendo a su naturaleza química, existe una gran variedad de sistemas

poliméricos que contienen grupos funcionales sensibles a procesos hidrolíticos en

condiciones fisiológicas, y que por lo tanto, se comportan como sistemas biodegradables.

La reactividad hidrolítica de tales grupos funcionales depende fundamentalmente de su

estructura química, siendo posiblemente los de mayor sensibilidad los sistemas que

contienen grupos anhidro, también conocidos como polianhidridos. A continuación, se

muestran los grupos funcionales presentes en cadenas poliméricas de alto peso molecular

que tienen reactividad hidrolítica.

1 o o o o o 11 11 11 1 11 B

-0-C-0- -C-0-C- -NH-C-0- -0-CH-0- -C-NH- -e-O-Carbonato Anhidrido 11 Uretano Ortoester Amida Ester

o

26


l. 9 .l. POLICAPROLACTONA (PCL)

La PCL es un poliéster lineal semicristalino, conocido por ser biocompatible y

biodegradable de bajo punto de fusión TM 60°(, una temperatura de transición vítrea (Tg) -

60oC y una alta temperatura de descomposición (Td) 350°( 1381• Por tal motivo, ha sido muy

utilizado como material biomédico como suturas reabsorbibles y sistemas de liberación

controlada, y más recientemente, como sustituto de injertos óseos. Es uno de los

polímeros más hidrofóbicos disponibles comercialmente, posee buenas propiedades

mecánicas y es compatible con una gran cantidad de polímeros. Sus propiedades

mecánicas son similares a las poliolefinas debido a su alto contenido olefínico, con la

presencia de un enlace éster alifático inestable hidrolíticamente causando que el polímero

sea biodegradable. La PCL se obtiene mediante la polimerización por adición de la

apertura de anillo de la e-caprolactona, normalmente iniciado por un alcohol o diol en

presencia o ausencia de un catalizador (figura 4). El polímero tiene una estructura regular

y es cristalizable . Un 50% de los cristales se encuentran en forma de esferulitas. Su unidad

celular es de tipo ortorrómbica y perpendicular a la dirección de la cadena; las

dimensiones de su unidad celular son muy similares a las del Polietileno (PE) y sus planos

tipo zig-zag tienen ángulos similares al eje a, con capas alternadas en dirección opuesta.

o

ó e-Caprolactona

Catalizador ~

Policaprolactona

Figura 4.- Síntesis de la Pol icaprolactona .

Al mismo tiempo, la PCL es uno de los polímeros sintéticos biodegradables y

biocompatibles más fácilmente de procesar, debido a su baja Tg y su baja Tm. Por lo que

actualmente, se está utilizando como material quirúrgico y en aplicaciones biomédicas,

como son los sistemas liberadores de fármacos y como implantes ortopédicos aprobados

por la FDA.

27


Debido a su baja Tg, la fase amorfa del polímero presenta una alta movilidad a

temperatura del cuerpo humano. Pero debido a su alto PM, su alta cristalinidad y su

hidrofobicidad, la PCL presenta tiempos de degradación in vivo muy altos (2-3 años),

propiedad que puede ser utilizada para aplicaciones biomédicas que requieran tiempos

relativamente largos, como es el caso en la regeneración de tejido óseo ¡39l. Por ser un

po.liéster alifático, la PCL se degrada por hidrólisis y los subproductos son reabsorbidos por

el cuerpo, con una mínima reacción del tejido. Estas características únicas, hacen de la PCL

un material ideal para el desarrollo de andamios porosos. Una desventaja del uso de

poliésteres biodegradables, es que en general, estos pierden gran parte de su resistencia

mecánica mucho antes de que se produzca la reabsorción total del material, e incluso

bastante antes de que se haya producido una buena regeneración del tejido en el punto

de aplicación (ej. Una fractura ósea). Esto supone una limitación muy importante es sus

aplicaciones, ya que es necesario que estos sistemas conserven la resistencia mecánica

adecuada, durante el tiempo que dure la regeneración del tejido dañado. Al mismo

tiempo, andamios porosos a base de Colágeno e Hidroxiapatita (HA) han sido

desarrollados, pero sus propiedades mecánicas son bajas, aun cuando estos materiales

son la base principal del tejido óseo natural, por lo que su uso se restringe a aquellos

tejidos en cuya aplicación no requieran esfuerzos mecánicos.

Una solución consiste en el reforzamiento de la matriz extracelular, por medio de

nanopartículas de carbón. Sus extraordinarias propiedades físico-químicas, su alta área

superficial y su alta relación se aspecto (L/D), permite que estos materiales sean idóneos

para múltiples aplicaciones, entre ellas el campo de la IT, ya que con solo agregar bajas

concentraciones de estos materiales a sistemas poliméricos, las propiedades mecánicas de

la matriz se incrementan drásticamente. Por otra parte, aunque existe una gran

ambigüedad acerca del uso de estas nanopartículas debido a su posible toxicidad, la

utilización de NTC como los SWCNTS y MWCNTs, se han reportado para su uso en

plataformas biocompatibles para el crecimiento neuronal. También se han reportado el

uso de NFC como implantes neurales y dispositivos óseos.

28


Más aún, se ha visto que el uso de NFC en matrices termoplásticas, aumenta la

adhesión celular, la proliferación y la deposición de calcio tanto en la superficie como en

su interior. Se cree que esto se debe a que comparando las NFC con nanomateriales con

geometrías esféricas, las Nanofibras se aproximan más favorablemente a la forma de los

cristales de hidroxiapatita y a las f ibras de colágeno, en los sistemas óseos. Por otro lado,

las NFC han demostrado promover una respuesta positiva cuando son cultivados

osteoblastos in vitro en su superficie, usando como matriz polimérica, Poliuretano (PU) .

l. 9. 2. NANOFIBRAS DE CARBÓN {NFC)

Al igual que los NTC, las NFC han tenido una mayor atención, debido a sus

dimensiones y propiedades 1401 . Actualmente no existe una definición clara de que son las

NFC y la terminología empleada es confusa. La tendencia es a considerar las NFC, como

materiales intermedios entre las Fibras de Carbón (FC) y los Nanotubos de Carbón (NTC)

1411. La separación existente entre los NTC y NFC, consiste básicamente en su diferente

origen, más que en su estructura . Las NFC fueron desarrolladas en el ámbito de producir

FC más económicas, a partir de precursores carbonosos en forma de vapor. Mientras que

en los NTC, la partícula catalítica que lo ha formado suele estar en uno de los extremos y

sus planos de grafito se encuentran enrollados, en las NFC las disposiciones del grafito son

muy variadas, siendo las siguientes las más comunes (Figura 5):

• Ti o "Piatelet": Sus planos de grafito son perpendiculares al eje, por lo que la

conducción eléctrica no está favorecida en la dirección del eje del nanofilamento. Suelen

obtenerse a partir de mezclas de CO/H2, tanto con Fe y Ni como catalizadores, pud iendo

dar los mismos reactivos otras estructuras dependiendo de la temperatura. Pueden estar

alineados en la dirección al axial o de tipo helicoidal, denominándose en ocasiones

"nanocoils" a estos últimos. La partícula catalítica suele estar en medio de la CNF, para

crecimiento bidireccional.

29


• Tipo "Fishbone ó Herrinqbone": Los planos de grafito se encuentran inclinados

respecto al eje, teniendo una sección poligonal al centro debido a la geometría de la

partícula catalítica . Pueden ser macizos o huecos. En el primer caso, la partícula suele

estar en el centro (para un crecimiento bidireccional), mientras que el segundo suele estar

en la punta . Estas CNF suelen obtenerse a partir de Ni en un hidrocarburo o CO.

• Tipo "Ribbon": este es un tipo de estructura de planos de grafito paralelos al eje,

que pueden confundirse fácilmente con los MWCNT cuando se utiliza Microscopia

Electrónica de Transmisión como elemento de análisis. Por ello, no se conoce con

exactitud cuándo se obtienen, especialmente cuando la fuente de carbono es etileno o

metano.

• Tipo "Stacked cup": semejante a la estructura de Fishbone, excepto que son

siempre huecas, el canal es siempre muy ancho y la sección de la nanofibra es circular.

Existe una discrepancia sobre si la estructura es de conos apilados o si es un enrollamiento

continúo en espiral. Se obtiene con metano como fuente de carbono y hay presencia de

azufre.

S\NNT M\NNT platBiet

~ ~

Fishbone ribbon Stacked-Cup

Figura 5.- Principales variaciones de la NFC.

30


Desafortunadamente, este tipo de material de refuerzo presenta varios

inconvenientes. La utilización de NFC y NTC para reforzar matrices poliméricas, ha sido

uno de los principales retos que los investigadores se han propuesto, debido a sus

propiedades mecánicas superiores comparándolos con materiales de refuerzo

convencionales. A este tipo de materiales con fase de refuerzo de tamaño nanométrico,

han sido llamados materiales "nanocompuestos". Sin embargo, se sabe que la utilización

de NTC y NFC en aplicaciones prácticas, han sido grandemente limitadas por su pobre

procesabilidad. Una eficiente funcionalización química, una dispersión homogénea en

solventes y matrices poliméricas y buenas propiedades interfaciales entre la matriz y las

nanopartículas, siguen siendo uno de los principales retos en la obtención de nuevos

nanomateriales 1421 • Las fuerzas intermoleculares de Van Der Waals que ejercen las

nanopartículas entre sí, en combinación con su alta área superficial y su alta relación de

aspecto, mantienen juntas a las nanopartículas. Debido a estos factores, estos materiales

forman redes estructurales difíciles de romper. Para ser un uso efectivo de sus

propiedades, es necesario romper esas redes estructurales, para obtener una buena

transferencia de carga entre las nanopartículas y la matriz polimérica, así como una buena

dispersión de estas. Para ello, numerosos métodos han sido desarrollados para

funcionalizar y dispersar los NTC y NFC, en la matriz polimérica.

• 1.9.2.1. Dispersión de NFC.

Diferentes métodos han sido utilizados para su dispersión en matrices poliméricas.

Estos métodos se basan en tratar de exfoliar o separar las nanopartículas. La dispersión de

dichas partículas, puede ser realizada mediante métodos físico/mecánicos y químicos 1431.

La mayoría de los métodos físicos/mecánicos, involucran la separación física de cada

nanotubo individualmente y los métodos químicos, se basan en la utilización de

surfactantes o substancias químicas, que permitan injertar ciertos grupos funcionales en la

superficie de los nanotubos. Sin embargo, ciertos tipos de tratamientos, pueden ser

agresivos y por lo tanto, disminuir sus propiedades mecánicas.

31


El método de ultrasonido, es un método muy efectivo para dispersar los CNT en un

disolvente, cuando quiere ser añadido a una matriz polimérica. Safadi et. Al. 1441,

dispersaron MWCNT en tolueno usando un ultrasonido a 300 W por 30 min. La suspensión

de MWCNT fueron mezclados con Poliestireno (PS) en diferentes concentraciones. Las

mezclas se homogenizaron en un baño de ultrasonido por 30 min. Aproximadamente, 20

mi de cada solución fueron depositados en unos recipientes de vidrio hasta alcanzar la

evaporización del tolueno, obteniéndose películas delgadas.

Pruebas de conductividad revelaron una buena dispersión de las nanopartículas

para concentraciones inferiores de 0.5% vol, para concentraciones superiores exhibieron

problemas de percolación. Por otro lado, Xing et. Al. 1451, utilizó una centrifuga en apoyo al

ultrasonido.

Los MWCNT fueron colocados en una mezcla de ácidos, llevados al ultrasonido a

130 W y 40 kHz a 60°C de 2 a 8 hr y posteriormente, centrifugadas. Por otro lado,

extrusores doble husillo y mezcladoras mecánicas, son utilizados para ejercer esfuerzos

cortantes necesarios para separar y dispersar las nanopartículas en la matriz polimérica

1461 . Sandler et. Al. 1471, utilizó un extrusor doble husillo para dispersar MWCNTs en una

matriz de Poliamida . Los MWCNTs y la Poliamida fueron mezclados en el extrusor a 220 C

a 80 rpm. El material extruido se hizo pasar a través de un dado de 1 mm de diámetro a

una velocidad de 0.5 m/s. Imágenes en SEM, demostraron un alto grado de dispersión y

ocasionalmente, se encontraron algunos agregados cuando se manejaban

concentraciones superiores al 15%wt. Esto nos indica, que a altas concentraciones, los

nanotubos no son perfectamente dispersados por lo que no transfieren efectivamente sus

propiedades en la matriz polimérica. Du et. Al. 1481, utilizó un método nuevo y versátil

llamado método por "coagulación", para dispersar SWCNTs en una matriz de PMMA, sin

cambiar la estructura de los nanotubos. Los SWCNTs fueron sumergidos en DMF y

sonicados a 45 kHz por 24 hrs y luego, una cantidad de PMMA es disuelta en la mezcla. La

suspensión es introducida en una gran cantidad de agua destilada y agitada

vigorosamente.

32


El PMMA precipita inmediatamente, debido a su insolubilidad en la DMF y la

mezcla de agua . Las cadenas de PMMA precipitadas se entrampan en los nanotubos y

previenen que los nanotubos se vuelvan a unir. La mezcla es filtrada y secada a vacío a 120

C por 24 hrs, obteniéndose los nanocompuestos de SWCNTS/PMMA. Microscopia Óptica y

Microscopía Electrónica de Barrido, mostraron buenas dispersiones a valores cercanos al

7%wt de nanotubos. La clave para obtener mejores propiedades, rad ica en la dispersión o

exfoliación de las nanopartículas, debido a que de esta manera hay una máxima área de

volumen en contacto y al mismo tiempo una máxima interacción química de la matriz con

las fibras .

• 1.9.2.2. Tratamiento químico superficial a las NFC.

Con respecto al tratamiento superficial, esto permite obtener materiales con

mayor compatibilidad en diferentes medios, e incrementar su interacción en materiales

poliméricos, logrando tener un mejor aprovechamiento de sus propiedades electrónicas y

mecán icas excepcionales 1491 . Este tratam iento qu ímico, permite la incorporación a través

de enlaces covalentes y no covalentes, de grupos funcionales orgánicos, portadores de

una alta afinidad y selectividad de enlace. Para mejorar el procesamiento de estos

materiales, particularmente en aplicaciones biomédicas, resulta conven iente que estos

grupos sean hidrofílicos, tales como los grupos hidroxilo {-OH) y ácidos carboxílicos {

COOH).

• Funcionalización cava/ente: Se lleva a cabo mediante el enlace de grupos

func ionales directamente en la cadena carbonada de los nanotubos. Esta

funcionalización se lleva a cabo por diferentes métodos: mediante el injerto de

grupos funcionales por halogenación, hidrogenación, cicloadición, adición de

radicales y adiciones electrofílicas; mediante polimerización in situ, adición de

compuestos inorgánicos, ozonólisis, mecánico/qu ímica, activación por plasma,

microondas, adición nucleofílica e injerto de polímeros 1501 .

33


• Funcionalización no-covalente: Esta técnica tiene una mayor ventaja, ya que

no perturba la estructura de grafito y los nanotubos son preservados. Su

principal desventaja, es de que las especies químicas injertadas en la superficie

de los nanotubos tienen enlaces débiles anclados a la superficie de los

nanotubos, por lo que la transferencia de carga es pobre 1511 .

La modificación química de la superficie de los NTC, mejora su afinidad y su

dispersabil idad, en ciertos disolventes. Una apropiada funcionalización asegura una

dispersión homogénea y estable, en disolventes y en matrices poliméricas. Más aún, esta

funcionalidad aumenta la interacción entre el refuerzo y la matriz, debido a la presencia

de enlaces interfaciales entre ambos componentes . Gong et. Al. 1521, reporto el uso de

surfactantes como agente de dispersión en el procesamiento de materiales compuestos

Epóxicos/NTC. El Polióxido de etileno 8 lauril (C12E08} fue usado como surfactante, el cua l

es un surfactante no-iónico, conteniendo segmentos hidrofílicos. La mezcla de

C12E08/Acetona es añadida a los CNT y agitada antes de ser añadida a la matriz epoxídica.

Los resultados indicaron que con la adición de tan solo 1%wt de CNT en la matriz, la Tg se

incrementó de 63oC a 88oC. El incremento de la Tg, es indicativo de una buena dispersión

de los nanotubos en la matriz, debido a que los NTC restringen la relajación de la matriz a

63°C, causando que la relajación ocurra a temperaturas superiores. Las muestras con

surfactante mostraron una disminución en el módulo elástico, comparado con la matriz

sin surfactante. La disminución del módulo, indica que el surfactante está actuando como

un plastificante .

1.9.2.2.1. Polimerización por Plasma.

La polimerización por plasma, consiste en un gas parcialmente ionizado que

contiene partícu las altamente reactivas como son : iones, electrones, radicales, fotones,

moléculas en estados electrónicos excitados y partículas neutras. Este gas ionizado es el

resultado de la interacción con un campo electromagnético, bajo unas adecuadas

cond iciones de presión, temperatura y voltaje .

34


Las especies generadas en el plasma son aptas para producir modificaciones físicas

y reacciones químicas, en la superficie de los substratos sometidos a la acción del plasma.

El tipo de modificación o reacción depende de:

• La naturaleza de los gases del plasma

• Nivel de energía

• La naturaleza del substrato

El plasma-polímero se forma a partir de fragmentos resultantes de la

fragmentación del monómero bajo la influencia del plasma. Al introducir gases orgánicos

en el plasma, se producen productos semejantes a polímeros sobre los substratos que se

encuentran en la cámara de reacción . A este proceso se denomina "polimerización por

plasma" o "plasma-polimerización". Este tipo de proceso da lugar a degradaciones en la

morfología externa del substrato, la implantación de átomos y la generación de radicales,

que es lo que se conoce comúnmente como limpieza y activación de la superficie de los

substratos.

Limpieza. Eliminación de contaminantes orgánicos de la superficie del substrato,

abrasión y ruptura de enlaces covalentes débiles presentes en la superficie . El gas utilizado

es básicamente oxígeno y se produce una combustión fría que transforma los

contaminantes de la superficie o la superficie del sustrato, en resultantes típicos de la

combustión como agua, dióxido de carbono, óxidos nitrosos y afines.

Activación. Se reemplazan a escala superficial átomos por grupos altamente

reactivos, cambiando la estructura del polímero y su composición elemental en las

primeras capas moleculares. La implantación de átomos es el proceso más importante del

tratamiento con plasma . Las moléculas de los gases, oxígeno y nitrógeno, interaccionan

con los grupos químicos de la superficie del substrato, creando grupos hidroxilos (-OH),

carbonilos (-C=O}, carboxilos (-COOH), amino (-NH2} y amido (-NHCO}, que modifican las

propiedades de su superficie de hidrofóbica a hidrofílica, incrementan la adhesión, la

humectación y la biocompatibilidad, fenómenos difícilmente aplicables por métodos

convencionales .

35

Capítulo 2: Objetivos

2. OBJETIVOS

2.1. OBJETIVO GENERAL:

Obtención y caracterización de andamios porosos, a partir de una matriz

termoplástica de Policaprolactona (PCL) y nanofibras de carbón (NFC), para su posible uso

en la regeneración de tejidos óseos.

2.2. HIPÓTESIS:

La incorporación de Nanofibras de Carbón (NFC) en una matriz de Policaprolactona

(PCL) ayudará a mantener la integridad estructural de la PCL porosa, durante su aplicación

in vivo.

2.3. OBJETIVOS PARTICULARES.

1. Encontrar las condiciones óptimas de oxidación de las NFC, con el propósito de

obtener el mayor contenido de grupos hidrofílico en su superficie.

2. Funcionalización del monómero de caprolactona con las NFC-OX.

3. Obtención de andamios porosos a base de PCL/NFC, usando la técnica de

disolución con lixiviación de partículas.

4. Obtener andamios porosos con el mayor porcentaje de porosidad posible, sin que

estos pierdan su integridad estructural.

S. Caracterizar físicamente la estructura de los andamios porosos (morfología,

porosidad), así como sus propiedades mecánicas (compresión).

36

Capítulo 3: Materiales y Métodos

3. MATERIALES Y MÉTODOS

3.1. MATERIALES.

Policaprolactona (PCL) de Mw = 80,000 suministrado por la compañía Perstorp,

denominado como CAPA® 6800, p = 1.15 g/cm3. Polióxido de etileno (PEO} Mn=100,000

g/mol, fracción masa de 5% CaC03 y Si02 amorfo, p = 1.2 g/cm3, suministrado por

Polysciences, lnc. Nanofibras de Carbón (NFC) denominadas como Pyrograf® 1/1,

suministradas por la compañía Pyrogra/ Products lncorporated y cuyas características son

las siguientes :

Tabla 2.- Características físicas de las N FC-ST.

CARACTERÍSTICA NFC

Diámetro (nm) 60-150

Longitud (¡..tm) 30-100

Pureza (% wt) > 95

Las NFC fueron producidas por la técnica de deposición química por vapor a

3000°(, el cual grafitiza la fibra y remueve las partículas catalíticas. El producto final

contiene menos de 1% hidrocarburos aromáticos polinucleares. Para el tratamiento

oxidativo se utilizó H2S04 (98%) y HN03 (68-70%) de la marca Tecsiquim y usados sin

ningún tratamiento.

37


3.2. MÉTODOS.

3.2.1. Oxidación de las Nano{ibras de Carbón (NFC}.

Diferentes tratamientos ácidos se llevaran a cabo a las NFC, con el propósito de

encontrar las condiciones óptimas para obtener una mayor incorporación de grupos

COOH a la superficie de las fibras, sin dañar significativamente la estructura grafítica de las

nanopartículas. Se utilizara una mezcla de H2S04 (98%, pureza) y HN03 (68%, pureza) (3:1

v/v respectivamente).

Para ello, en un matraz balón de tres bocas de 250 mi se deposita 2g de NFC y se le

adiciona 100 mi de la mezcla de los ácidos (figura 6) . Las nanopartículas se incorporan

dentro del matraz y se le adiciona un refrigerante y un termómetro al matraz balón, como

se muestra en la figura 6. Debido a que durante la oxidación se genera un gas ácido de

color café, se procede a neutralizarlo con una solución básica de NaOH. Las

Nanopartículas se dejan reaccionar por diferentes tiempos a 80oC y bajo agitación

magnética. Una vez transcurrido el tiempo de reacción, se deja enfriar a temperatura

ambiente y se diluyen las NFC con 400 mi de Agua destilada. Posteriormente, se filtran a

través de una membrana isopora de Policarbonato de 0.2 ¡...tm de diámetro de poro. Se

continúa lavando con agua destilada hasta obtener un pH aproximado de 7.0 en el

filtrado. Por último, las NFC se colocan en una estufa con vacío a lOOoC toda la noche. Se

almacena para su posterior caracterización.

Ga~s

l

H:O -

Slsten.a dt Agttaci6n ~lagnftka

~aOH

Figura 6.- Esquema para la oxidación de las NFC.

38


3.2.1.1. Caracterización por Espectroscopia RAMAN.

Los espectros RAMAN fueron adqu ir idos usando un micro-espectrómetro marca

Melles Griot. La fuente de excitación fue un láser de He-Ne {632.8 nm, 1.96 eV). Los

espectros fueron obten idos usando un objetivo de 50x. Todos los espectros fueron

colectados mediante 10 barridos de 20 segundos cada uno. La medición de los espectros

fueron anal izados usando un software llamado Hologram. El intervalo de barrido de los

espectros fue de 100-3500 cm-1 en el rango de la región de los Raman Stokes.

3.2.1.2. Caracterización por Microscopía Electrónica de Barrido (SEM}.

Las NFC sin oxidar y oxidadas se bañaron con oro usando un equipo de sputtering y

su morfología se observó usando un SEM modelo 6360LV marca JOEL a 25 kv.

3.2.1.3. Caracterización por Ángulo de Contacto.

Las NFC sin oxidar y oxidadas serán comprimidas en forma de discos. Para la

obtención de los discos de NFC, se t omaron 200 mg de NFC y fueron comprimidos por 1 hr

y 1 Ton/pulg2 de presión. El ángulo de contacto superficial se medió colocando una

pequeña gota de agua desionizada sobre la superficie del disco y medidas a temperatura

ambiente {25oC) con un medidor de ángulo de contacto . Considerando la variación de la

topografía de las muestras, se tomaron 3 mediciones a cada muestra .

3.2.1.4. Caracterización de las NFC por medio de una técnica óptica.

Con el propósito de determinar qué tipo de grupos químicos se injertaban en la

superficie delas fibras, se toma 1 mg de NFC sin oxidar y oxidadas y re-dispersadas en 10

mi de dos solventes (agua y hexano), se sonicaron por 15 min y se dejaron en reposo

toda la noche. Una vez hecho esto, se tomaron fotografías de los viales conteniendo las

NFC y posteriormente, fueron analizadas mediante un software denominado lmageJ . Con

este software se obtuvieron unos histogramas y los resultados fueron evaluados tomando

la media del histograma.

39


3.2.1.5. Caracterización por Espectroscopia Fotoacústica (FTIR-PAS}.

Los espectros de FTIR fueron barridos en el intervalo de 4000- 400 cm-1 en FTIR

marca Perkin Elmer en el modo fotoacústico . Ciento veinte ocho barridos fueron tomados

con una resolución de 8 cm-1. Los espectros fueron adquiridos usando una celda

fotoacústica MTEC 300 y purgado con Helio.

3.2.2. Polimerización por Plasma.

La funcionalización del monómero de caprolactona con las NFC se llevó a cabo en

un reactor de polimerización por plasma bajo diferentes parámetros de presión,

temperatura, tiempo y potencia, con el propósito de encontrar las condiciones adecuadas

para funcionalizar las NFC con el monómero de caprolactona. El procedimiento fue el

siguiente: se introdujeron las NFC-ST o NFC-OX dentro del reactor de plasma,

posteriormente hizo vació en el reactor y se inyecto monómero de caprolactona en forma

de gas y se esperó durante un tiempo adecuado. Las NFC funcionalizadas serán llamadas

de ahora en adelante NFC-f.

3.2.2.1. Caracterización mecánico-dinámica de los Nanocompuestos.

La caracterización de las NFC-f se llevó a cabo mediante un equipo DMA-7 marca

Perkin Elmer con un barrido de temperatura de -100°( a 60°C y una rampa de

calentamiento de 1 oC/m in usando muestras de 15 mm de longitud x 0.5 mm de ancho x 2

mm de espesor. Una fuerza estática de 500 mN, una fuerza dinámica de 416.7 mN y una

frecuencia de 1 Hz. Para ello, una cantidad de NFC se dispersó en cloroformo, luego

fueron puestas en agitación mecánica y posteriormente sonicadas durante 15 min a 750

watts. En un segundo matraz, se disolvió una cierta cantidad de PCL. Posteriormente, se

mezclaron los matraces y se dejaron en agitación magnética durante un tiempo

determinado. Posteriormente, la mezcla se vació en un molde de teflón para la

evaporación total del cloroformo. Por último, se obtuvieron las muestras con las medidas

antes mencionadas.

40


3.2.3. Caracterización por DSC de los polímeros puros.

Con el propósito de conocer si existe alguna posibilidad de compatibilidad de la

PCL con el PEO, se caracterizó por medio de un DSC diferentes mezclas de estos

polímeros. Para ello, se utilizó un DSC marca Perkin-Eimer modelo DSC-7, con una rampa

de calentamiento o enfriamiento de lOoC/min en el intervalo de -50 a 120oC.

3.2.4. Disolución selectiva del Polióxido de Etileno (PEO}.

Con el propósito de estandarizar las dimensiones de los andamios porosos, se

diseñó y construyó un equipo a base de teflón y pistones de acero inoxidable {figura 32}.

Las diferentes mezclas de los materiales {PCL +PEO}, fueron colocadas dentro de los

orificios del molde de teflón y prensados bajo presión y temperatura a 80°C.

Una vez transcurrido un tiempo determinado dentro del horno a vacío, se retiró

del horno y se dejó enfriar el molde, obteniéndose las dimensiones pertinentes. Estos

pequeños cilindros obtenidos, se sumergieron en vasos de precipitados con agua fría y

bajo agitación magnética, hasta la disolución máxima del PEO. La disolución máxima, se

obtuvo hasta alcanzar un peso constante del cilindro.

3.2.5. Obtención de los andamios porosos.

Para la obtención de los andamios porosos, una cantidad de NFC se dispersó en

cloroformo, luego fueron puestas en agitación mecánica y posteriormente sonicadas

durante 15 min a 750 watts. En un segundo matraz, se disolvió una cierta cantidad de PCL

en cloroformo. Y en un tercer matraz se disolvió una cierta cantidad de PEO con

cloroformo {los porcentajes de PEO variaron de 40-70% con respecto a la PCL).

Posteriormente, se mezclaron los matraces y se dejaron en agitación magnética durante

un tiempo determinado.

41


Posteriormente, la mezcla se vació en un molde de teflón para la evaporación total

del cloroformo. Una vez evaporado el cloroformo, el material se cortó en pequeños trozos

y se almacenaron para su posterior utilización .

Por último, los andamios porosos se obtendrán mediante una disolución selectiva

del PEO con agua fría. Se medirá la pérdida de masa de cada andamio individual con

respecto al peso del andamio antes de la disolución del PEO, usando una balanza

electrón ica con una resolución de 0.1 mg. Se detendrá la disolución del PEO, hasta

alcanzar un peso constante (figura 7).

M·-M¡ Perdida de Masa(%)=

1M · x100

!

Donde M ; es la masa inicial y M¡ es la masa final del andamio.

Dissolution PCl+PEO

Stirring ~lagnetic

Cbloroforo¡

Dusoluoon ofPEO Ul \\' 3ttr

S tirring .\1agnetic

Figura 7.- Esquema para la obtención de los andamios porosos nanoreforzados.

42


Figura 8.- Equipo utilizado para la obtención de los andamios.

3.2.5.1. Caracterización por Microscopia Electrónica de Barrido (SEM}.

Se utilizó para examinar la morfología y el tamaño de poro. Los andamios fueron

lavados con metanol (CH30H), secados a vacío y por último, bañados con oro mediante el

equipo de sputtering durante 2 min. Finalmente, se observaron en el microscopio con un

voltaje de 20 keV y 50 mA.

3.2.5.2. Caracterización de la porosidad por Picnometría.

Para determinar la porosidad de los andamios porosos, las muestras fueron

lavadas con etanol y secadas a 45°C por 24 horas. Luego las muestras fueron pesadas y

colocadas dentro del picnómetro (peso muestra, W 5). Se llenó con etano el picnómetro

(peso del picnómetro + etanol, W 1), se espera por un tiempo para que penetre el líquido

dentro del andamio y se vuelve a llenar el picnómetro (W2). Se quita la muestra del

picnómetro y se pesa el picnómetro (W3 ).

43


Vol andamio= Vs =(Wt - W z + Ws) / p

Vol poros= Vp = (W2- W3- Ws) 1 p

Porosidad= E= Vp / (Vp + Vs) = (W2- W3- Ws) / (Wt - W3)

3.2.5.3. Caracterización mecánico-dinámica de los andamios.

El módulo a compresión de los andamios se obtuvo mediante un equipo DMA-7

marca Perkin Elmer con un barrido de temperatura de -100oC a 60°C y una rampa de

calentamiento de 3oC/min usando muestras cilíndricas de 6.5 cm de diámetro y 13.5 cm

de altura.

44

Capítulo 4: Resultados y Discusiones

4. RESULTADOS Y DISCUSIONES

4.1. OXIDACIÓN DE LAS NANOFIBRAS DE CARBÓN.

4.1.1. Caracterización por Espectroscopía RAMAN.

Tanto la Espectroscopía Infrarroja por Transformada de Fourier (FTIR), como la

Espectroscopía RAMAN, involucran el uso de radiación electromagnética en el intervalo

del infrarrojo (4000-400 cm-1) . La vibración de una estructura, se analiza en términos de

los grados de libertad que dicha estructura posee. El análisis mediante Espectroscopía

RAMAN, se basa en el examen de la luz dispersada por un material, al incidir sobre él un

haz de luz monocromático. Una pequeña porción de esta luz es dispersada

inelásticamente (la frecuencia dispersada es menor a la frecuencia incidente),

experimentando ligeros cambios de frecuencia, que son característicos del material

analizado e independiente de la frecuencia de la luz incidente . Se trata de una técnica de

análisis que se realiza directamente sobre el material a analizar sin necesidad de

tratamiento alguno y que no conlleva ninguna alteración de la superficie sobre la que se

realiza el análisis, es decir, es una prueba no-destructiva. Las NFC usualmente exhiben tres

bandas características : estiramiento tangencial llamado modo "G" (1500-1600 cm·\ el

modo "D" (~1350 cm-1) y los modos vibracionales (100-400 cm-1). Sin embargo, en la

mayoría de los casos, estas nanopartículas no presentan las señales de modos

vibracionales. La posición de la banda "G" está relacionada con la estructura ordenada de

las nanopartículas. La banda "D" es un modo de resonancia doble, el cual puede ser

entendido, como una medición de la estructura desordenada debida a la presencia de

carbón amorfo y/ó a cualquier defecto. El modo "D", está relacionado con los átomos de

carbón desordenados e hibridizados tipo sp3 (enlace simple), y el modo "G", está

relacionada con la estructura ordenada de los átomos de carbón hibridizados tipo sp 2

(enlace doble).

45


La banda 11G" se origina a partir del plano tangencial interno debido a las

vibraciones de estiramiento de los átomos de carbón C-C en las paredes de grafito.

Estrictamente, una gráfica de RAMAN y FTIR, debe presentar picos agudos en el espectro,

pero en la práctica esto no es posible. Ya que la curva representa la suma de los diferentes

modos vibracionales de un cierto grupo funcional. Tzong et. Al. ¡531 y Morales et. Al. ¡541,

utilizaron esta técnica para caracterizar los CNT y las CNF, respectivamente. Tzong, la

utilizo para demostrar que las nanopartículas tratadas en un medio acido por 24 hr, no

eran afectadas estructuralmente. Morales, la utilizo, para evaluar las nanopartículas

crudas y tratadas con peróxido, encontrando una variación en R, por lo que lo atribuyo a

un aumento en grupos funcionales en las paredes de las nanopartículas. La intensidad de

la banda 1/G" puede incrementarse relativamente con respecto a la banda 110" de acuerdo

a lo siguiente: a} con el incremento de la cantidad de carbón amorfo y b} con la

disminución del tamaño de cristal del grafito. Las NFC generalmente están compuestas de

90% en peso de carbón elemental y el resto de varios elementos, principalmente oxígeno

e hidrógeno (figura 9}.

a

Ácidos Carboxi licos

E ter

Qu inonas

o

e

Carbon ilo.s

hidridos b

d

Hidroxilos.

Lactonas

e

Figura 9.- Grupos funcionales que comúnmente presentan las NFd81.

46


En la figura 10, se puede observar los cambios que le ocurren a las bandas "D" y

"G" de las NFC oxidadas con respecto a las NFC sin tratar.

Para el caso de la banda D (1330 cm-1), se logra observar un cambio significativo

con respecto a la altura de la banda, indicando que la superficie de las CNF ha sido

modificada (ya sea eliminado carbón amorfo y/o partículas metálicas), formando al mismo

tiempo sitios reactivos, que funcionaran como receptores de los grupos funcionales (OH

y/o COOH) obtenidos de la reacción con la mezcla de ácidos. Es importante recalcar, que

actualmente no existe ninguna documentación relacionada con la oxidación química por

medio de la mezcla de H2S04 y HN03 que manejen tiempos de oxidación relativamente

altos, como es nuestro caso, ya que en la literatura reportada solo manejan tiempos de

oxidación de alrededor de 2-3 horas máximo. Por lo que es interesante, observar los

resultados obtenidos en esta investigación.

Con respecto a la banda G (1570 cm-1), también existe una variación indicando que

posiblemente la estructura grafítica de las NFC ha sido modificada o dañada debida al

tratamiento químico. Sin embargo, estas suposiciones no son lo suficientemente válidas,

en orden de afirmar que la superficie de las nanopartículas está siendo modificada, o que

la estructura grafítica ha sido dañada. Para tal efecto, es necesario complementar estas

aseveraciones mediante técnicas complementarias, capaces de permitirnos elucidar que

efecto tiene el tratamiento químico.

Uno de tantos métodos que existen actualmente, consiste en relacionar las

intensidades entre las bandas "D" y "G", es decir la razón R=I 0 /IG, para evaluar el grado de

desorden en la superficie de las nanopartículas de carbón (figura 11). Esta relación de

bandas, nos proporciona una información interesante acerca de los posibles cambios

estructurales que se están llevando a cabo en la superficie de las nanopartículas.

47

> .~

1200

x>: - CNF UT

- CNF4H

C NF 9H

.....,... CNF 14H "O" peak

~CNF 19H

......... CNF 24H

1300 1400 1500

RAMAN shift (cm .')


~ "G" peak

1600 1700

Figura 10.- Espectro RAMAN de las NFC-ST y NFC-OX, con sus respectivas asociaciones

de movimiento vib raciona l.

0 .9

0 .8

0 .7

-"' ....... 0 .6 o

1 Equation y =exp(a+bJtuc)) -Adj. R -s qua re 0 .9987

0:: 0.5 Value Standard Error

·0.16034 0 .00765

-1 .62353 0 .11173

0 .4 1.76563 0.1213

0 .3 1

0.2

· 2 o 4 6 8 10 12 14 16 18 20 22 24

Tratamiento Acido (hr)

Figura 11.- Comportamiento del tratamiento oxidativo vs . "R" .

48


En la figura 11, se muestra la variación de "R" en función con el tiempo de

tratamiento oxidativo. Un incremento en "R" después de tratar las fibras, indica un

incremento en el número de sitios reactivos en la superficie de las NFC, creados inclusive

por los nuevos grupos funcionales enlazados a la cadena grafítica de las NFC. Estos grupos

funcionales pueden incluir a ácidos carboxílicos, grupos carbonilos, hidroxilos, éteres, etc.,

dependiendo del tipo de agente oxidante. Desde un punto de vista práctico, los grupos

funcionales ácidos carboxílicos son los grupos más deseables, ya que estos pueden ser

fácilmente funcionalizados por una gran variedad de reactivos y polímeros para ser

aplicados en productos biomédicos. El empleo de una mezcla de ácidos concentrados

como es el caso del H2S04 1 HN03, se ha demostrado que estos reactivos general la mayor

cantidad de sitios reactivos en las nanopartículas de carbón [22] . Como se muestra en la

gráfica, el parámetro de "R" se incrementa de 0.3260 para las NFC-ST hasta 0.8089 para

las NFC-OX por 24 hr. Sin embargo, se logra apreciar, que a partir de 14 hr de tratamiento

oxidativo, la curva prácticamente tiene un comportamiento lineal.

Después de 14 hr, si se incrementa el tiempo de oxidación, podremos crear más

sitios reactivos sobre la superficie de la fibra, pero al mismo tiempo estaremos dañando

más área superficial lo cual no es adecuado, ya que perderemos las extraordinarias

propiedades intrínsecas de las NFC debido a un mayor rompimiento de estructura

grafítica .

4.1.2. Caracterización por Ángulo de Contacto.

La capacidad de absorción de un material, está directamente relacionada con el

valor del ángulo de contacto, el cual es el ángulo que forma la tangente de la superficie de

la gota de un líquido sobre un sólido. La figura 12, se muestra el comportamiento del

ángulo de contacto de las NFC oxidadas. El ángulo de contacto para las NFC-ST es de 140

grados, mientras que para las fibras oxidadas disminuye su ángulo hasta cerca de los 80

grados. Esto sugiere que el tratamiento ácido cambia el carácter hidrofóbico de las fibras a

un carácter más hidrofílico.

49


Esto puede ser entendido, asumiendo que los grupos generados en la superficie de

las NFC son grupos polares, los cuales interactúan con las moléculas del agua

disminuyendo el ángulo de contacto. La presencia de estos grupos funcionales hidrofílicos,

aumentan las propiedades de cambio catiónico en la superficie de las NFC. Sin embargo,

observando detenidamente la curva generada en la figura 12, podemos decir que a 14 hr

de tratamiento oxidativo se logra disminuir significativamente el ángulo de contacto. Al

mismo t iempo, se logra observar dos comportamientos lineales diferentes: uno entre O-

9 hr y el otro de 14 - 24 hr. Aunque aparentemente, a 24 hr se obtiene la mayor

disminución del ángulo de contacto, esto no significa que tengamos las mejores

condiciones para funcionalizar las NFC con la matriz de PCL.

Hasta ahora, tanto la relación "R" como el ángulo de contacto, nos indican que

tenemos un máximo de grupos funcionales injertados a la superficie de las NFC a 24 hr de

tratamiento oxidativo. Con las siguientes técnicas de caracterización, podremos

corroborar esta afirmación.

150

140 y= a+ b*exp(-k"x)

0 .99146 130 Value StandardErr

2 82 .1774 2 .67948 u ! 120 58.4810 2 .77686

e 0 .11846 0 .01558 o u Qj 110

"C

..!:! :::1 100 0.0 e <(

90

80

70

o 4 8 12 16 20 24 28

Tratamiento Acido (hr)

Figura 12.- Comportamiento del ángulo de contacto para las NFC-OX.

50


4.1.3. Caracterización de las NFC por medio de una técnica óptica.

Uno de los principales factores por el cual la utilización de NFC o NTC para reforzar

matrices pol iméricas es un problema, es su pobre solubilidad o dispersabilidad en

solventes y polímeros, debido a que estas nanopartículas se mantienen unidas mediante

fuerzas de Van Der Waals . Esta técnica consistió en agregar una pequeña cantidad de NFC

ST o NFC-OX, dentro de un vial conten iendo un disolvente conocido. Aunque esta técnica

no es cuantitativa, es decir, no informa sobre la cantidad de grupos funcionales injertados

en la superficie de las NFC, nos da una idea clara sobre el tipo de comportamiento que

t ienen cuando entran en contacto con el disolvente, ya sea de tipo hidrofóbico o

hidrofílico. Al mismo tiempo, dependiendo del tipo de disolvente usado, podemos

dilucidar (concluir) si los grupos injertados en la superficie de las NFC son de tipo polar o

no-polar. Para ello, esta condición fue optim izada y confirmada, mediante la utilización de

un software denominado como lmageJ, el cual se basa en la cant idad de luz que deja

pasar (transmisión de luz) la disolución.

AGUA

NFC-ST NFC 4 hr NFC 9 hr NFC 14 hr NFC 19 hr NFC 24 hr

Figura 13.- Disoluci ón en agua de las NFC-ST y NFC-OX.

En la f igura 13, se muestran las fotos tomadas a las NFC sin tratar y tratadas, en

agua . Se puede observar que existe una marcado comportamiento entre las NFC-ST con

respecto a las NFC-OX, observando que las NFC-ST se depositan en el fondo del 1

contenedor, debido que no existe interacción alguna entre el disolvente (agua) y las NFC.

51


Estas fibras, forman grandes agregados y sedimentan inmediatamente debido a las

NFC tienen un comportamiento inerte con el disolvente (comportamiento hidrofóbico).

Sin embargo, para el caso de las NFC-OX (4- 24 hr) se observa un cambio significativo al

entrar en contacto con el disolvente, debido a que las moléculas del disolvente

interaccionan química o electrostáticamente con los grupos funcionales injertados en la

superficie de las NFC. La d isolución se mantiene homogéneamente obscura en todo el vial,

demostrando que las nanopartículas se dispersan en el agua, incluso este

comportamiento se observa por varios meses. Los grupos polares del agua, reaccionan

con los grupos polares injertados en las fibras, formando puentes de hidrogeno que hacen

más estable la suspensión dentro del vial. Con forme se aumenta el tiempo de oxidación,

se logra observar una mejor dispersión de las NFC en el agua. Esto también es un

indicativo de que posiblemente haya mayor concentración de grupos polares, conforme

se aumenta el tiempo de oxidación de 4 hr a 24 hr.

Figura 14.- Disolución en hexano de las NFC-ST y NFC-OX.

En la figura 14, se muestran las fotos tomadas a las NFC sin tratar y tratadas, en

hexano. Se observa claramente, que las NFC sedimentan inmediatamente en todos los

casos, debido a que no existe ninguna interacción con los grupos no polares del hexano

(teniendo un comportamiento hidrofóbico) . Esto nos confirma, de que los grupos que se

están injertando en la superficie de las NFC son de tipo polar. El tipo de grupos polares, se

determinará con las pruebas en el FTIR-PAS.

52


En la figura 15, se observan las medias del histograma obtenido con el uso del

software lmageJ. La imagen de cada vial, es una matriz de pixeles. Cada pixel, puede

tomar valores entre O y 255, lo que significa que cada valor representa una tonalidad de

gris. Cada pixel toma un valor numérico, el cual graba la intensidad de energía

electromagnética medida por la resolución de cada celda representada por los pixeles. El

cero, representa el color negro y el 255 representa el color blanco. La imagen puede ser

descrita en términos numéricos, por un sistema de tres coordenadas con "X" y "Y"

localizadas en cada pixel, y "Z" está dado por el valor numérico, el cual está conformado

por el valor en la escala de grises. Los pixeles en la imagen, son representados por un

histograma. Este histograma, es una gráfica del número del pixel vs. El valor numérico (O a

255}. Con estos datos, es posible calcular un valor representativo por cada pixel, y este

valor es la media de los pixeles que conforman la imagen.

ftl "ü e ftl ~ E 111 e

~

' ' 4.5 ··--- -·---·---------·:----------:---- ............ ... • --------' ' ' ' ' ' ' ' ' '

4

3.5 .___ __ _.___ __ _.__ __ _,_ __ _._ __ ......_ __ __.

o 5 10 15 20 25 30

Tratam iemo Oxidativo (hr)

Figura 15.- Valores de transmitancia obtenidos mediante el software lmageJ.

53


Con respecto a los resultados obtenidos, se puede observar un decaimiento de la

curva (disminución en la transmisión de luz). Como en los resultados anteriores, existe una

mejor dispersión de las NFC-OX con respecto a las NFC-ST al ir aumentando el tiempo de

oxidación de las nanofibras de 4 a 14 horas. Sin embargo, sucede lo contrario cuando

pasamos de 15 a 24 horas. La explicación de por qué se observa este comportamiento con

la transmisión, es que a 14 horas, los grupos hidrofílicos (polares) llegan a un máximo

número posible para permanecer dispersos dentro del agua. Cuando aumentamos el

tiempo de tratamiento oxidativo, son tantos los grupos polares injertados en la superficie

de las nanofibras, que ellas mismas empiezan a tener interacciones de tipo Van Der Waals,

por lo que empiezan a aglomerarse unas con otras sin llegar a sedimentar, y al mismo

tiempo, empiezan a dejar espacios vacíos entre ellas, por donde la luz puede atravesar

fácilmente. Por este motivo, es que la curva en la figura 15, se incrementa nuevamente.

4.1.4. Caracterización por Microscopía Electrónica de Barrido (SEM).

En la figura 16, se observan las micrografías obtenidas mediante microscopía

electrónica de barrido (SEM) de las NFC-ST. Como se puede observar, las NFC-ST forman

agregados bastante compactos, reafirmando que estas nanopartículas ejercen fuerzas de

atracción de tipo Van Der Waals que hace que se mantengan unidas unas con otras. Estas

concentraciones de nanofibras, mostradas en círculos, actúan como potenciales agentes

que minimizan la posibilidad de poder dispersarlas en materiales poliméricos. Por este

motivo, una alternativa para su dispersión consiste en funcionalizar las NFC con grupos

específicos portadores de una alta afinidad de enlace, con la matriz polimérica que

deseamos compatibilizar. En el caso específico del uso de una matriz de PCL, es

importante que estos grupos sean de tipo polar. La oxidación superficial de las NFC, se

sabe que incrementa la cantidad de grupos oxígeno en la estructura grafítica en forma de

grupos funcionales orgánicos.

54


Sin embargo, también se corre el riesgo de afectar la estructura grafítica de las

NFC, afectando al mismo tiempo, sus prop iedades intrínsecas, debido a tratamientos

extensivos y agresivos. En la figura 17, se observan las NFC-ST aumentadas 100,000 veces.

Estas fibras son bastante homogéneas, no presentan rugosidades ni presencia de la

partícula catalítica . Confirmando, las características provistas por el distribuidor.

En la figura 18, se observan a las NFC-OX por 24 horas, y en ellas, se logra observar

un pequeño cambio superficial debido al tratamiento oxidativo con la mezcla de ácidos. Se

observan zonas rugosas en la superficie de las NFC, indicando que posiblemente exista

una marcada modificación de la estructura grafítica . Por eso es conveniente, realizar un

estudio lo más completo posible para determinar, bajo qué condiciones físicas, las NFC

pueden soportar el tratamiento oxidativo. Actualmente no existe reportado en la

literatura, un estud io que refleje estas observaciones. Por lo que este trabajo, será de gran

importancia para determinar bajo qué características (temperatura y tiempoL las NFC

pueden soportar el ataque químico, logrando injertar en su superficie la mayor cantidad

de grupos funcionales hidrofílicos, sin modificar o disminuir las propiedades intrínsecas de

las NFC.

Figura 16.- Micrografía de las NFC ST.

55


Figura 17.- Magnificación de las NFC-ST.

Figura 18.- Magnificación de las NFC-OX por 24 horas.

56


4.1.5. Caracterización por Espectroscopia Fotoacústica (FTIR-PAS).

En la figura 19, se observa el espectro obtenido por FTIR-PAS para las NFC-ST y en

la tab la 3, todos los números de onda asignados a cada banda característica de este tipo

de materiales.

1--NFC STI 1.4

1.2

1.0

-¡; 2.

0.8 ~ "' ., " "' 0.6 .S o u.

0.4

0.2

0.0

4000 3600 3200 2800 2400 2000 1600 1200 800

Número de Onda (cm "1)

Figura 19.- Espectro FTIR-PAS de las NFC-ST.

Tabla 3.- Grupos funcional es asignados a las NFC.

Número de Onda (cm.") Grupos funcionales asignados

2923 Tensión v(CH 2)

2854 Tensión v(CH 3)

1737 Tensión Carbonilos v(C=O)

1580 Tensión del anillo aromático v(C-C)

1463 Flexión v(CH 2/ CH 3)

1267 Tensión Lactonas v(C-0-C)

1126 Tensión Fenoles (C-0) or (O-H)

1074 Tensión Alcohol v(C-0)

875 Vibración fuera del plano Aromáticos (C-H)

57


':? :¡

e - 93.08 o - 6.91 ':

:

:!

j ~ ':

o 0 .5 1 1.5 2 2 .5 3 koV

Figura 20.- Espectro del análisis elemental obtenido del SEM para las NFC-ST.

La absorción de la banda a 2923 cm-1 y a 2854 cm-1 es debido a tensión simétrica

del grupo funcional CH2 y CH3, respectivamente. En RAMAN, estas bandas están asignadas

al modo "G" y al modo "D", respectivamente . Es decir, el grupo funcional C-H2 está

relacionado a la parte ordenada (cristalina) de la estructura grafítica de las nanofibras, y el

grupo funcional C-H3 está relacionado con la parte desordenada (amorfa) de las

nanofibras. Durante el tratamiento oxidativo, estas bandas deben de irse modificando en

cuanto a amplitud o altura, debido al rompimiento de los enlaces sp2 y a la formación de

nuevos enlaces tipo sp3, que se obtienen por la inserción de los nuevos grupos hidrofílicos

formados en su superficie.

La banda a 1737 cm-1 está asignada a la vibración por tensión del grupo >C=O,

relacionado a los grupos carbonilos o carboxilos presentes en las NFC. Un pequeño pico se

logra apreciar a 1580 cm-\ asignado a la vibración del anillo aromático y atribuido a los

enlaces C-C. La absorción de una banda a 1463 cm-1 está relacionada a la vibración por

tensión de los grupos simétricos CH2/CH3 . La banda registrada a 1267 cm-1 se debe a la

presencia de grupos lactonas C-0-C presentes en la superficie de las fibras. La banda a

1126 cm-1 está asignada a la vibración por tensión de los grupos fenólicos (C-0) o (O-H). La

banda a 1074 cm-1 está asignada a la vibración por tensión de los grupos alcohol

generados por el enlace C-0. La banda a 875 cm-1 está asignada a la vibración de los

grupos aromáticos relacionados con los enlaces C-H fuera del plano. Con respecto a la

figura 20, relacionada con el análisis elemental de las NFC-ST, se corrobora la presencia de

grupos polares con una concentración del 6.92% oxígeno y de un 93.08% de carbono_

58


o V ... "' :::1 V la o .... o

.J: Q,

- - cNF Oh

--cNF 4h

--cNF 9h

--cNF 14h

--cNF 19h

3050 3000

NFC -OX

2950 2900 2850 2800

Temperatura ("C)

Figura 21.- Magnificación del espectro de 3050-2800 cm-1 para las NFC-OX.

-"! :::1

o ... ... "' :::1 ... "' ~ o

.J:. Q,

2000 1800

C NF-ox

--CNF 4h

--cNF 9h

--cNF 14h

--cNF 19h

--cNF 24h

1600 1400 1200 1000 800

Temperatura ("C)

Figura 22-- Magnificación del espectro de 2000-800 cm-1 para las NFC-OX.

59


o V ·~

"' ::1 V ~

o ... o u..

e NF-ox

-- CNF Oh

--cNF 4h

-- cNF9h

-- cNF 14h

1----- C N F 19h

-- cNF 24h

1800 1780 1760 1740 1720 1700 1680 1660 1640

Temperatura ¡•e)

Figura 23.- Magn if icación del espectro de 1800-1600 cm-1 para las NFC-OX.

C•87.81 o •ll.l9

Figura 24.- Espectro del análisis elemental para las NFC-OX por 24 horas.

Con respecto a la figura 21, se logra apreciar que la parte cristalina relacionada a

los dobles enlaces de la estructura grafítica (correspondiente al enlace C-H2), existe una

disminución de estos grupos conforme aumentamos el tiempo de oxidación. Y al mismo

tiempo, se observa un ligero aumento en los grupos C-H3, relacionados con la parte

amorfa de las NFC. Cabe recordar, que este aumento de la parte amorfa, se relaciona con

los nuevos sitios reactivos que se están generando en la superficie, los cuales van a actuar

más adelante como posibles sitios de anclaje con la PCL.

60


En la figura 22, se logra apreciar un pequeño incremento de todas las bandas entre

2000- 800 cm-\ cuando tratamos a las NFC de O- 24 hr. Sin embargo, a las 14 horas de

tratamiento oxidativo, aparentemente disminuyen los grupos lactonicos, fenólicos y

alcohólicos, y aumenta ligeramente la concentración de los grupos carbonilos. Cuando un

biomaterial se implanta en el cuerpo humano, es imprescindible tener en cuenta el

contexto biológico con el que se va a encontrar, que es complejo tanto a escala celular

como molecular. Este biomaterial, va a estar en contacto con distintos tipos celulares y

diferentes biomoléculas, que van a interaccionar y a entrar en contacto directo con el

implante. En función de cómo sea ésa interacción célula -biomaterial se producirán

situaciones muy diferentes: encapsulación del implante en una cápsula colaginosa

acelular, que es lo que ocurre con los biomateriales inertes, o por el contrario, si esa

interacción es positiva, el tejido dañado se regenerará.

Entre los grupos funcionales de interés para unirse covalentemente a la superficie

de los biomateriales, se encuentran todas aquellas moléculas que favorecen la interacción

con la matriz extracelular y con la membrana celular, de tal forma que se faciliten los

procesos de adhesión y proliferación celular en la zona del implante. Entre las principales

moléculas de interés en biomedicina, se encuentran los grupos ácidos carboxílicos, ya que

estos grupos funcionales pueden ser fácilmente desechados o biodegradados por el

cuerpo humano. Favorecer la interacción de las células que rodean al implante con grupos

funcionales específicos, estimulará los procesos de adhesión, proliferación y

angeogénesis, así como los procesos de mineralización imprescindibles para la

regeneración del tejido óseo. En la figura 23, podemos apreciar este efecto, con el

incremento de los grupos ácidos carboxílicos representados por la banda a 1730 cm-1,

banda característica para estas moléculas y en la figura 24, se observa el incremento de

grupos oxígeno de 6.92% para las NFC-ST hasta 12.2% para las NFC-OX por 24 horas en el

medio oxidativo, esto es casi de un 100% de aumento de grupos polares.

61


4.2. POLIMERIZACIÓN POR PLASMA.

En la figura 2S, se observa el reactor utilizado para funcionar el monómero de

caprolactona con las NFC-ST y NFC-OX. La técnica de polimerización por plasma utilizada

para funcionalizar el monómero de caprolactona en las NFC, es la conocida como descarga

luminiscente o descarga "Giow".

Figura 25.- Reactor de polimerización por plasma de las NFC.

Las condiciones de polimerización por plasma en el reactor (figura 2S), fueron las

siguientes: para la muestra PCL-M2 se polimerizó monómero de E-caprolactona por un

t=20 min, T=6o·c, SO watts y 3.8x 10-1 Torr de presión en NFC-ST. Para la muestra PCL- M3

se polimerizó por un t=20 min, T=6o·c, 100 watts y 3.8 x 10-1 Torr de presión en NFC-OX

por 24 horas (solo se aumentó la presión en el reactor). Para la muestra PCL-M4 se

polimerizo por un t=60 min, T=6o·c, SO watts y 1.7 x 10-1 Torren NFC-OX por 24 horas (se

aumentó el tiempo y se modificó el voltaje y la presión). Y por último, para la muestra PCL

MS se polimerizo el monómero de caprolactona por un t=60 min, T=6o·c, 100 watts y 3.8

x 10-1 Torr en NFC-OX por 14 horas (que es el tiempo de oxidación que mejores

propiedades se obtuvieron) .

62


En una curva mecánico-dinámica se puede observar cómo evoluciona el estado de

un polímero durante un experimento dinámico. Los métodos dinámicos proporcionan más

información qu~ un simple experimento de relajación de tensión porque cubren intervalos

de temperatura y frecuencia mucho más amplios. Los resultados de estos experimentos

son muy sensibles a la estructura molecular de los polímeros. Una de las principales

propiedades de deformación que se pueden determinar en un material por medio de un

analizador mecánico-dinámico, es la rigidez, mediante la medida de las componentes del

esfuerzo, la deformación y el módulo elástico, y el cual está asociado, a la capacidad de un

material a soportar esfuerzos sin adquirir grandes deformaciones o desplazamientos.

La transición vítrea es la de mayor importancia tanto por su intensidad, y al mismo

tiempo, porque determina la transformación de un material rígido en un material viscoso

o tipo caucho, con propiedades bien diferenciadas. Es importante matizar, que aunque la

determinación de la Tg se puede realizar mediante otras técnicas de análisis térmico,

como la calorimetría diferencial de barrido, la industria utiliza mayoritariamente la medida

con DMA, debido a que permite estudiar las contribuciones de distintas fases,

componentes o refuerzos en el material, así como otros parámetros de interés industrial

como: compatibilidad, tiempo de vida de materiales no polimerizados, resistencia a

factores ambientales, etc.

El módulo de almacenamiento {E'), es otro parámetro importante y refleja la

respuesta elástica del material. El módulo de pérdida {E") describe la energía por

deformación que se disipa o se pierde por fricción y movimientos internos producidos por

movilidad entre cristales, por lo que este valor representa la capacidad del material para

reorientar o modificar su microestructura. La razón entre estos efectos se conoce como

tan o, fricción interna o amortiguamiento.

63


4.2.1. Caracterización de los nanocompuestos por DMA.

En la figura 26, se observa el comportamiento obtenido con respecto al módulo de

almacenamiento de las distintas muestras polimerizadas por plasma. Para el caso de la

muestra PCL-M2, se observa un módulo elástico similar a la PCL pura, pero alrededor de

los -so·c se aprecia una caída drástica de su módulo. Esto demuestra que no hubo una

compatibilización significativa del monómero de caprolactona con las NFC-ST, debido a

que no existen suficientes sitios reactivos en donde pueda ligarse el monómero a las NFC.

Por lo que sus propiedades mecánicas permanecen inalteradas. Sin embargo, se logra

observar una mejoría en el módulo de almacenamiento (mayor rigidez a T=-lOo•q para la

muestra PCL-M3, aunque al igual que en el caso anterior, sus propiedades caen

drásticamente a partir de los -so·c. En este caso, aunque las fibras fueron tratadas por 24

horas y suponiendo que existen más grupos funcionales o sitios reactivos capaces de

ligarse al monómero de caprolactona, con esta prueba se confirma que el tiempo de

oxidación es demasiado agresivo y que la estructura grafítica (cristalina) de las NFC se ha

modificado significativamente, por lo que las propiedades mecánicas no mejoran.

.. o.

B e:

.!!! E .. e: ., u ni 10'

_§ .. ., -e ..S!

:::1 -e o

::¡¡

-100 -80 -60

-- PCL

-- PCL - M2

-- PCL - M3

- PCL - M4

-- PCL - MS

-40 -20 o 20 40 60

Temperatura ("C)

Figura 26.- Módulo de almacenam iento para los nanocompuestos.

64


Para el caso de la muestra PCL-M4, el tiempo de oxidación fue el mismo que el

anterior, pero al variar las condiciones de polimerización (aumentando el tiempo y

disminuyendo la presión), disminuyó el módulo de almacenamiento. Podemos decir, que

las condiciones de polimerización no fueron las adecuadas para obtener mejoras en el

módulo de almacenamiento. Para el caso de la muestra PCL-MS, las cuales son NFC-OX

por 14 horas y sabiendo que estas muestras presentan un máximo aparente de grupos

funcionales en la superficie de las NFC (demostrado por medio de la técnica óptica) .

Podemos decir, que las propiedades mecánicas aumentaron significativamente,

demostrando de nuevo que el tiempo de oxidación es adecuado y que las NFC-OX a 14

horas no sufren un deterioro significativo de la estructura grafítica de las NFC. La cantidad

de grupos reactivos funcionales generados en la superficie de las NFC, son los adecuados

para funcionalizar el monómero de caprolactona con las NFC-OX.

En la figura 27, se observa los valores para el módulo de almacenamiento para la

Policaprolactona pura y las diferentes muestras polimerizadas por plasma, pero en este

caso, a temperatura del cuerpo humano (3rC). Como se puede observar, todos los

módulos de los nanocompuestos disminuyen significativamente a temperatura del cuerpo

humano, con respecto a la PCL pura. Sin embargo, en el caso de las NFC-OX por 14 horas y

funcionalizadas con monómero de caprolactona, tienen un comportamiento mecánico

(módulo de almacenamiento) muy diferente, con respecto a la PCL pura. Este

comportamiento se debe, entre otras cosas, a la buena interacción molecular que existe

entre las NFC y la PCL. Es tan buena la interacción molecular, que a temperatura del

cuerpo humano, sigue restringiendo los movimientos moleculares de la PCL, lo que

significa que las NFC siguen manteniendo la integridad estructural de la matriz polimérica .

Una vez demostrado que la NFC-f mejoran las propiedades mecánico-dinámicas de la

matriz polimérica, el siguiente paso es obtener los andamios porosos y caracterizarlos por

DMA.

65


11 .18229E 9

"' ~ 101

~ --PCL

e -- PCL-M2 .. E -- PC L-M3

"' e .. ... i 5.0184E 8 P a

-- PC L-M4

-- PC L-MS

"' E

"' .. "t:l

..5! :::1

"t:l o ::!!

30 31 32 33 34 35 36 37 38 39 40 41 42 43 44 45

Temperatura ("C}

Figura 27.- Módulo de almacenamiento para los nanocompuestos a 37"C.

En la figura 28, se puede distinguir claramente la zona asociada a la transición

vítrea, con destacados picos en las curvas de tan ó. La temperatura de transición vítrea,

puede tomarse como la correspondiente al máximo en el pico de tan ó o ellog E', como el

punto medio de la transición en lag E' o como la intersección entre las tangentes a la

curva de lag E' antes de la transición. El valor de la Tg usado frecuentemente en la

bibliografía, es el punto máximo en la curva de tan ó frente a la temperatura. Como se

puede apreciar en la gráfica, el punto máximo para las PCL pura es de alrededor de sooc. Para el caso de la muestra PCL-M2 a la M4, no existe un cambio significativo con respecto

al valor de la Tg. Sin embargo, cuando utilizamos NFC-OX por 14 horas, vemos que

aumenta la Tg significativamente en el nanocompuesto (alrededor de 10°), hasta alcanzar

aproximadamente los 38°C. Este aumento en la Tg, nos dice que las NFC están teniendo

un comportamiento como refuerzo en la matriz polimérica, restringiendo la movilidad de

las cadenas de la PCL, por lo que necesita más energía calorífica para poder alcanzar la

misma condición a SOOC de la PCL pura.

66


--PCL

-- P C L + M 2

0.14 -- P C L + M3

-- PCL + M 4

-- PC L + MS

0.12

0.10

-o r:::

"' 1- 0.08

0.06

0.04

-100 -80 -60 -40 -20 o 20

Temperatura ¡·e)

Figura 28.- Det erminación de la tan 8 para los nanocompuestos.

4.3. ESTUDIO DE LA /NM/SC/8/L/DAD DE LAS MEZCLAS DE PCL/PEO.

Los procesos de fusión y cristalización de los polímeros puros y de sus respectivas

mezclas de PCL/PEO, fueron obtenidos mediante Calorimetría Diferencial de Barrido

(DSC}. En la figura 28 y 29, se presentan los termogramas de fusión y cristalización para los

polímeros puros, respect ivamente. Mientras que en la figura 28-A y 28-B, se aprecian los

termogramas para las mezclas poliméricas.

En la f igura 29, se puede observar claramente los picos de fusión para la

Pol icaprolactona (PCL) y para el Polióxido de etileno (PEO) en estado puro. La PCL

presenta un pico de fusión de alrededor de 55.4°C y el PEO presenta un destacado p ico de

fus ión de alrededor de 63°(, con unas !:JH para la PCL de 50.42 J/g y una !:JH para el PEO de

131.03 J/g.

67


.!! "' u .. ., o ~ ....

~ : 1

,:

i

r

1

: Pico PCllOO% S5.4"C

PE O 100% 63.0"C

PEO 100%

A

Delta H 1 50.424)/s 131.034 J/g

A PC L 100%

~\--~------------í _____ _

40 80 120 160

10 ' C fonin Temperatura ('C)

OSC -7

Figura 29.- Temperatura de fusión TM de los polímeros puros.

En la figura 30, se puede observar claramente los picos de cristalización para la

Policaprolactona (PCL) y para el Polióxido de etileno (PEO) en estado puro. La PCL

presenta un pico de cristalización de alrededor de 23•c y el PEO presenta un destacado

pico de cristalización de alrededor de 37.5•c aproximadamente, con unas !J.H para la PCL

de -49.35 J/g y una !J.H para el PEO de -125.68 J/g.

.!! .. u .. ., o 2 ....

10' Cfonln

tENOO

V 40 80

Temperatura ('C)

B

PEO 100%

Plco PCllOO% 23 .o•c

PEO 100% 37.5"C ·126.684 J

PC l 100% __;

120 160

DSC-7

Figura 30.- Temperatura de cristalización (Te) de los polímeros puros.

68


Con respecto a los termogramas de fusión (Tm) para las mezclas de PCL/PEO

(-figura 31), se observa claramente la presencia de dos endotermas de fusión,

correspondiendo la de menor temperatura (55.4°C) a la PCL y la de mayor temperatura

(63.0°C) al PEO. Tal evidencia revela que no se produce ninguna interacción

termodinámica importante por efecto del mezclado de estos dos polímeros.

Independientemente de la formulación de la mezcla y del proceso de mezclado vía

disolución, la posición de los picos de fusión se mantiene inalterada. Sin embargo, sus

temperaturas de fusión se logran traslapar un poco, debido a la cercanía de las

temperaturas de fusión de los homopolímeros puros.

La temperatura de cristalización (T, ) en cambio, está relacionada con la cinét ica de

global durante el enfriamiento controlado y se le considera proporcional a la densidad de

los núcleos activos en el material polimérico que está cristalizando (figura 32) . Un

aumento en la Te, se relaciona normalmente con un aumento en la densidad de los

núcleos (si las condiciones de cristalización se mantienen inalteradas), lo cual se refiere

muchas veces como un efecto nucleante. En el caso de la mezcla 60%/40% se logra ver ese

efecto, sin embargo, para las demás mezclas, se mantienen sus T, muy cercanas a las de

los componentes puros.

', ' i

:', 1

:e ! ~ .. u .. ... _g_

-= • •

...

r :=::;..........

tENDO

r -=------

r -=--~

MEZCL AS DE

PCL /PEO

_A _A __A

30% /70%

40% /60%

50% /50%

A 60" /40" ___ __;~----------(

40 80 120

lO' C/Inin Temperatura (' C)

DSC-7

A

160

69


Figura 31.- Temperatura de fusión rM para las mezclas de PCL/PEO.

MEZCLAS DE ~,! B

} PCL /PEO

! 30% /70% .J t.

'\[ ~ tENDO !. 40% /60% ___)

ii 2 :>;:: v-v .. V ..

1'

;,

..., o 50% 150% .J i .... v-y ~ .

,,

,,

60% /40% 1

V ~ i 40 80 120 160

lO'C/min Temperatura ('C)

i OS C-7

Figura 32.- (B) temperatura de cristalización (Te) para las mezclas de PCL/PEO.

4.4. DISOLUCIÓN SELECTIVA DEL POLIÓXIDO DE ETILENO (PEO}.

En la figura 33, se muestra el tiempo aproximado para eliminar todo el PEO para

las muestras conteniendo de 70- 40% de PEO. Estas concentraciones, se manejaron para

obtener el mayor porcentaje de porosidad en los andamios, sin comprometer su

estabilidad estructural. Todas estas gráficas o curvas, son muestras que ya están

funcionalizadas con las NFC-OX. Por lo tanto, como se puede apreciar claramente, el

tiempo mínimo para poder extraer la cantidad máxima de PEO, es de 7 horas

aproximadamente, ya que hasta este tiempo, se logra alcanzar un peso constante. Cabe

señalar, que aunque en ningún porcentaje manejado de PEO, se logró extraer todo el

material, si es utilizado este soporte con restos de PEO, no dañará las células implantadas

ni mucho menos habrá una respuesta inmunológica en el cuerpo humano, ya que el PEO

es otro polímero aceptado por la FDA para ser utilizado en aplicaciones biomédicas.

También se puede observar, que con forme disminuimos la cantidad de PEO en la matriz

de PCL, menor es la cantidad de PEO que podremos extraer.

70


Esto es fácil de explicar, ya que el porógeno se distribuye en toda la matriz y al no

haber choque de partículas de PEO, no es posible que el agua fría entre en contacto con

ellas, y por lo tanto, no es posible su extracción .

Para cada uno de los puntos graficados, se realizaron cinco experimentos, y se

graficó el valor de la media para cada uno de ellos y su correspondiente barra de error.

200

180 -PEO 70 %

160 - PEO 60 %

-A- PEO SO %

140 ---T- P E O 40%

CID 120 E

o 100 "' .. a..

80

60

40

20

o -1 o 3 4 6 8

tiempo (hr)

Figura 33--Tiempo necesario para el iminar todo el PEO en la matriz PCL.

71


4.5. OBTENCIÓN DE LOS ANDAMIOS POROSOS.

4.5.1. Caracterización por Microscopía Electrónica de Barrido.

En la figura 34, se puede observar las microfotografías tomadas a los andamios

porosos.

Figura 34.- a) M icrografía del nanocompuest o sin extracción del PEO; b) micrografía de la superfic ie del

soporte poroso; e) ampl iación del soporte poroso con 1% de NFC; d) interconectividad de los poros y e) NFC

adheridas en la matriz poliméri ca .

En la figura 34-A (magnificada XlOOO}, se observa la superficie del nanocompuesto

sin extraerle el porógeno. Se puede apreciar, que aunque existe una mezcla inmiscible de

PCL+PEO (demostrada por DSC) y mezclados por medio de disolución, las NFC

aparentemente se encuentran bien distribuidas en toda la matriz polimérica. En la figura

34b, se puede apreciar una buena disolución selectiva del PEO en la matriz de PCL, ya que

la superficie del soporte presenta una porosidad homogénea, con destacadas formas

esféricas, conferidas por el porógeno. En la figura 34-C y 34-D, se observan dos imágenes

del soporte poroso bajo una magnificación de XlSOO y X3000, respectivamente.

72


En estas imágenes, se logra apreciar una buena conectividad estructural entre

todos los poros del soporte . Este resultado es el adecuado, ya que si se quiere regenerar

adecuadamente el tejido óseo, es necesario tener una buena interconectividad para

ayudar a las células a transportarse hasta el interior del soporte, y a facilitar la eliminación

de desechos metabólicos. En la figura 34e, se observan las NFC-f a la matriz. Estas,

presentan una adecuada adhesión, por lo que la integridad estructural del soporte será la

adecuada.

4.5.2. Caracterización por Picnometría de los andamios porosos.

En la figura 35, se muestran los porcentajes de porosidad para los andamios

porosos obtenidos de las diferentes mezclas poliméricas, por medio de picnometría.

Andamios de PC L

0 .9 . ................ .. .... . ...... .. ..... ...... .. .. ................................ ....... ... ........ ,_

0 .8 ............. .. ········· .:~ ······· / " -0 .7 .. .................. . ....... ........ ...... .. ............................................. . L ........................... _ 0 .6 . ................. .. .. ...... . ............................................... .......... ...... ..... ......... ... ............................ _

0 .5 ................................. .. . ...... _ 43%

• 0 .4 ... ~~."~ ........................................................................................... _

• 0 .3 4---,--....---,--....---,--.....--,.-.....--,.-.....--,.-.....--,.----l

40 45 50 55 60 65 70

PEO {%en Peso)

Figura 35.- Porcentajes de porosidad para los andamios porosos.

73


En la figura 35, se puede apreciar claramente los diferentes porcentajes obtenidos

con respecto a la porosidad de los andamios, para las concentraciones de PEO de 40 -

70%. Se observa claramente, una marcada diferencia para aquellas concentraciones

superiores a 50% {es decir, para aquellas que tienen 60 y 70%}.

Esto es de esperar, ya que al haber mayor concentración de partículas porógenas

en la PCL, mayor facilidad tiene al agua de poder penetrar, y por lo tanto, mayor cantidad

de PEO podrá solubilizar. Al igual que en los resultados obtenidos en la disolución

selectiva, al haber poca concentración de PEO en la PCL, menor será la posibilidad del

agua de poder penetrar a todos los rincones de la matriz, y por lo tanto, menor será el

grado de porosidad de los andamios porosos. Cabe señalar, que en al caso de la

regeneración de tejido óseo, es indispensable alcanzar altos porcentajes de porosidad

para que las células puedan diferenciarse, proliferarse y migrar hacia el interior del

andamio, pero sin disminuir significativamente las propiedades mecánicas de la matriz

polimérica. Un problema que presenta el homopolímero de la PCL, es que pierde su

integridad estructural mucho antes de consolidar el tejido nuevo, debido al colapso de su

estructura, por lo que reforzar la matriz de PCL con las nanofibras de carbón es una

solución para este problema. Por lo que las propiedades mecánico-dinámicas de los

andamios porosos son fundamentales.

74


4.5.3. Caracterización mecánico-dinámica de los andamios porosos.

En la figura 36, se observa la gráfica obtenida con respecto al módulo de

almacenamiento a compresión para las muestras de PCL-f-NFC-ST (símbolo color negro) y

PCL-f-NFC-OX por 14 horas (símbolo de color rojo).

Claramente se puede apreciar un cambio en el módulo de almacenamiento (mayor

rigidez) para la PCL-f-NFC-ST con respecto a la PCL-f-NFC-OX por 14 horas. Al igual que en

las pruebas mecánico-dinámicas de los nanocompuestos, las NFC están actuando como

material de refuerzo y no como un plastificante o material de relleno. A diferencia de las

NFC-ST, las NFC-OX por 14 horas restringen la movilidad de la PCL, por lo que presenta

una mayor rigidez mecánica en estos andamios porosos. Al mismo tiempo, en la figura 36,

se logra observar un cambio significativo con respecto al módulo de almacenamiento a

temperatura del cuerpo humano (3rC). El cual se logra, por tener una buena

compatibilización química entre las NFC-OX y la PCL-f. El tratamiento químico por 14 horas

y la polimerización por plasma aplicada a las NFC, no degradan o disminuyen

significativamente las propiedades intrínsecas de las NFC, ya que la estructura grafítica de

estas, se modificó en un grado mínimo. Esto refleja la importancia de no dañar

drásticamente la estructura grafítica de las NFC, para poder utilizarlas como material de

refuerzo. Al mismo tiempo, permite obtener materiales con mayor compatibilidad en

diferentes medios, e incrementar su interacción en materiales poliméricos, logrando tener

un mejor aprovechamiento de sus propiedades electrónicas y mecánicas excepcionales.

75


108

---,6,- Pe L + N Fe -S T ., -- Pe L+NFe -OX 14 ho ras ~ o ... r:: Ql

E ., r:: Ql ... 10

7 ., E

"' Ql "O

.2 :::1

"O o ;:¡:

106

-60 -40 -20 o 20 40 60

Temperatura {"C)

Figura 36.- Anál isis mecánico-dinámico de los andamios porosos

76

Capítulo 5: Conclusiones

S. CONCLUSIONES

La oxidación química de las NFC, es uno de los principales pasos para la obtención

de materiales que puedan ser compatibilizados con matrices poliméricas, ya que estas

partículas ejercen fuerzas intermoleculares de tipo Van der Waals que, en combinación

con su alta área superficial y su alta relación de aspecto, las mantienen juntas. Debido a

estos factores, estos materiales forman redes estructurales difíciles de romper. Por tal

motivo, para ser un uso efectivo de sus propiedades intrínsecas, es necesario romper

estas redes estructurales y así, obtener una buena transferencia de carga entre las

nanopartículas y la matriz polimérica, así como una buena dispersión de estas. Por lo que

es necesario tener un adecuado tiempo de oxidación sin dañar significativamente la

estructura grafítica de las NFC. Al mismo tiempo, se logra obtener la mayor concentración

de grupos funcionales injertados en la superficie de las NFC, y utilizando estos

nanomateriales, es posible lograr fabricar andamios porosos con un alto porcentaje de

porosidad, sin minimizar significativamente la integridad estructural del andamio.

Los andamios porosos de matriz de Policaprolactona, reforzada con Nanofibras de

Carbón y fabricados por la técnica de disolución y colada con lixiviación de partículas,

muestran un gran potencial para su utilización en el reemplazo de tejido óseo. Estos

andamios porosos, poseen mejores propiedades mecánicas que el hueso tipo trabecular,

sugiriendo que estas nanopartículas tengan la habilidad de mantener la integridad

estructural de la PCL conforme se degrada en condiciones in vivo . Al mismo tiempo, la

fabricación de los andamios porosos a base de PCL pueden ser fácilmente manufacturados

mediante esta técnica, la cual no necesita de equipos y materiales sofisticados para su

preparación.

77

Recomendaciones

RECOMENDACIONES

l. Hacer pruebas de degradación en condiciones fisiológicas simuladas y analizar

mecánico-dinámicamente los andamios poliméricos nanoreforzados, para ver el

efecto degradativo del medio con respecto a sus propiedades mecánicas.

2. Caracterizar mediante microscopía electrónica de barrido los andamios

poliméricos, con el fin de observar el efecto degradativo del fluido corporal

simulado, en la superficie de los andamios porosos.

3. Si es posible, cultivar células óseas a los andamios poliméricos nanoreforzados, con

el fin de evaluar la citotoxicidad de las NFC-OX.

78

Bibliografía

BIBLIOGRAFÍA

111 Bostrom, M; Boskey, A; Kaufman, J. and Einhorn, T.A. Form and function of bone. Orthopedic basic science, Biology and Biomechanics of the muscu/oske/etal. American academy of orthopedic surgeons, p. 320-369 {2000}.

121 Martini, F. Osseus tissues and skeletal structure. Fundamentals of anatomy and physiology. Prentice Halllnternational, p. 172-194 {1998} .

131 Bourne; G. The biochemistry and physiology of bone. Academi Press. {1972}.

141 Fernández, 1; Alobera, M.A; Canto, M. and Blanco, l. Bases fisiológicas de la regeneración ósea. Histología y fisiología del tejido óseo. Med. Oral patológica. Cir. Bucal., vol. 11, p. E47-E157 {2006}. 151 Sesman-Bernal, A.L; Lopez-Perez, J.A. and Fernández-Sobrino, G. Actualidades en la regeneración y remodelación óseo craneal. Revisión de literatura. Acta pedriatica mexicana, vol. 28, No.S, p. 183-192 {2007} .

161 Cowin, S.C. The mechanical properties of cortical bone tissue. In : Cowin SC, editor. Bone mechanics. Philadelphia : CRC Press, vol. 181 {1991}.

171 Ontañon, M; Aparicio, C; Ginebra, M.P. and Planell, J.A. Structure and mechanica/ properties of bone. Structural biological materials. Amsterdan: Pergamon, p. 31-71 {2000}.

181 Cowin, S.C; Van Burskirk, W.C. and Ashman, R.B. Properties of bone. Handbook of bioengineering, Me. Graw-Hill, vol. 21 {1987} .

191 Sastre, R. De-Aza, S. San-Roman, J. Biomateriales, Programa Iberoamericano de ciencia y tecnología para el desarrollo, CYTED, p. 19 {2004}.

1101 Black, J. Biological performance of materials: fundamentals of biocompatibility. 2° Edicion, Maree/ Deckker, New York (1992}.

1111 Buckley, C.T. and O'Kelly, K. U. Regular scaffold fabrication techniques for investigations in tissue engineering. Topics in Bio-Mechanical Engineering, p.147-166 {2004}.

(12) Burg, K. J. L. Porter, S. and Kellam, J. F. Biomaterial developments for bone tissue engineering. Biomaterials, vol. 21, p. 2347-2359 (2000).

79

Bibliografía

l131 Vats, A; Tolley, N.S; Polak, J.M. and Gough, J.E. Clínica/ Otolaryngology. Scaffolds and biomaterials for tissue engineering: a review of clinical applications, vol. 28, p.165-172 (2003).

[141 M. Kremer et al. Evaluation of dermal- epidermal skin equivalents ("compositeskin 'J of human keratinocytes in a collagen-glycosaminoglycan matrix (Integra™ Artificial Skin). British Journal of Plastic Surgery, vol. 53, No. 6, p. 459-465 (2000).

l151 V.Maquet et al. Porous poly(a-hydroxyacíd)/Bioglass® composite scaffoldsfor bone tissue engineering. /: preparation and in vitro characterization. Biomaterials, 25, No. 18, p. 4185-4194 (2004).

l161 X.Wang et al. Tissue engineering of biphasic cartílage constructs using various biodegradable scaffolds: an in vitro study. Biomaterials, vol. 25, No. 17, p. 3681-3688 (2004).

l171 S.-W. Cho et al. Smooth muscle-like tissues engineered with bone marrow stromal cells. Biomaterials, vol. 25, No. 15, p. 2979-2986 (2004).

l11Íl E. Karamuk et al. Tissue engineered composite of a woven fabric scaffold with tendon cells, response on mechanical simulation in vitro. Composites Science and Technology, vol. 64, No. 6, p. 885-891 (2004).

l191 S.T.Rashid et al. The use of animal models in developing the discipline of cardiovascular tissue engineering: a review. Biomaterials, vol. 25, No. 9, p. 1627-1637 (2004).

[201 S.Kinoshita et al. Transplantable cultivated mucosa! epithelial sheet for ocular surface reconstruction. Experimental Eye Research, vol. 78, No. 3, p. 483-491 (2004).

l211 Yannas,I.V. and Brook J. H. Selection of biomaterials for peripheral nerve regeneration using data from the nerve chamber model. Biomaterials, vol. 25, No. 9, p. 1593-1600 (2004).

l221 Karageorgiou, V. and Kaplan, D. Porosity of 3D biomaterial scaffolds and osteogenesis. Biomaterials, vol. 26, p. 5474-5491 (2005).

l231 Buckley, C.T. and O'Kelly, K.U. Regular scaffold fabrication techniques for investigations in tissue engineering. Tapies in Bio-Mechanical engineering, p. 147-166.

[241 Mikos, A. G. and Temenoff, J. S. Formation of highly porous biodegradable scaffolds for tissue engineering. Electronic Journal of Biotechnology, vol. 3, No. 2, p.1-6 (2000).

80

Bibliografía

l251 Agrawal, C. M. Carter, B. S. and Ong, J. L. Basics of Polymeric scaffolds for tissue engineering. Journal of ASTM International, vol. 3, No. 9, p. 1-10 (2006).

l261 Mikos, A. G. Bao, Y. Cima, L. G. Ingber, D. E. Vacanti, J. P. and Langer, R. Preparation of poly(glyco/ic acid) bonded fiber structures for cell attachment and transplantation. Journal ofbiomedical materials Research, vol. 27, p. 183-189 (1993a).

l271 Lu, L. C. and Mikos, A. G. The importan ce of new processing techniques in tissue engineering. Mrs. Bulletine, vol. 21, p. 28-32 (1996).

l281 Wake, M. C. Gupta, P. K. Mikos, A. G. Fabrication ofpliable biodegradable polymer foams to engineering soft tissue. Journal of Cell Transplantation, vol. S, No. 4, p. 465-473 (1996).

[291 Mooney, D. J. Baldwin, D. F. Suh, N. P. Vacanti, J. P. and Langer, R. Novel approach to

fabricate porous sponges of poly{D,L-Iactic-co-glycolic acid) without the use of organic solvents. Biomaterials, vol. 17, p. 1417-1422 (1996).

[301 Nam, Y. S. Yoon, J. J. and Park, T. G. A novel fabrication method of macroporous biodegradable polymer scaffolds using gas foaming saltas a porogen additive. Journal of Biomedical Materials Research (Applied Biomaterials), vol. 53, p. 1-7 (2000).

[311 Coombes, A. G. A. and Heckman, J. D. Gel Casting of Resorbable Polymers .1. Processing and Applications. Biomaterials, vol. 13, No. 4, p. 217-224 (1992).

[321 1 dh d . Hsu, Y. Y. Gresser, J. D. Tranto o, D. J. Lyons, C. M. Ganga aram, P. R. J. an W1se D. L. Effect of polymer foam morphology and density on kinetics of in vitro controlled release of isoniazid from compressed foam matrices. Journal of Biomedical Materials Research; vol. 35, No. 1, p. 107-116 (1997).

[331 Giordano, R. A. Wu, B. M. Borland, S. W. Cima, L. G. Sachs, E. M. and Cima, M. J. Mechanical properties of dense polylactic acid structures fabricated by three dimensional printing. Journal of Biomaterials Science-Polymer Edition, vol. 8, No. 1, p. 63-75 (1996).

[341 Mikos, A. G. Sarakinos, G. Leite, S. M. Vacanti, J. P. and Langer, R. Laminated threedimensional biodegradable foams for use in tissue engineering. Biomaterials, vol. 14, p. 323-330 (1993).

[351 Thomson, R.C; Wake, M.C; Yaszemski, M. and Mikos, A.G. Biodegradable polymer scaffolds to regenerate organs. Advance of polymer science, vol.122, p. 247-274 (1995}.

[361 Marquet, V. and Jerome, R. Design of macroporous biodegradable polymer scaffolds

force// transplantations. Materials science forum, vol. 250, p. 15-42 (1997}.

81

Bibliografía

[371 Estrada, C; Paz, A.C. and Lopez, LE. Ingeniería de tejido óseo: consideraciones básicas. Revista EIA, No.S, p. 93-100 (2006}. [381 Lam, C; Savalani, M; Teoh, S. and Hutmacher, D. Dynamics of in vitro polymer degradation of polycaprolactone-based scaffolds: accelerated versus simulated physiological conditions. Biomedical Materials, Vol. 3, p. 1-15 (2008} .

[391 Elzein, T; Nasser, M; Delaite, C; Bistac, S. and Dumas, P. FTIR study of polycaprolactone chain organization at interfaces. Journal of colloid and interfaces science, vol. 273, p. 381-387 (2004).

¡401 Hung, N. C. Anoshkin, l. V. and Rakov, E. G. Chemical activation of carbon nanofibers and nanotubes. Russian Journal of Applied Chemistry, vol. 80, No. 3, p. 443-447 (2007} .

[411 Mordkovich, V. Z. Carbon Nanafibers: A new ultrahigh-strength material for chemical technology. Theoretical Foundations of Chemical Engineering, vol. 37, No. S, p. 429-438 (2003).

l42 l Peng He, Yong Gao, Jie Lian, Lumin Wang, Dong Qian, Jian Zhao, Wei Wang, Mark J. Schulz, Xing Ping Zhou, Donglu Shi. Surface modification and ultrasonication effect on the mechanical properties of carbon nanofiberjpolycarbonate composites. Composites: PartA, vol. 37, p. 1270-1275 (2006) .

l43l Vaisman, L. Wagner, H. D. and Maro m, G. The role of surfactants in dispersion of carbon nanotubes. Advances in colloid and interface science, vol.128, No. 130, p. 37-56 (2006).

l44l Safadi, B., R. Andrews, and E.A. Grulke. Multiwalled carbon nanotube polymer composites: synthesis and characterization of thin films. Journal of applied polymer science, vol. 84, p. 2660-2669 (2002).

(4SJ Xing, Y. Li, L. Chusuei, C. and Hull, R. V. Sonochemical oxidation ofmultiwalled carbon nanotubes. Langmuir, vol. 21, p. 4185-4190 (2005).).

l46l Potschke, P., S.M. Dudkin, and l. Alig. Dielectric spectroscopy on melt processed polycarbonate-multiwalled carbon nanotube composites. Polymer, vol. 44, p. 5023-5030 (2003).

l47l Sandler, J.K.W. A comparitive study of melt spun polyamide-12 fibres reinforced with carbon nanotubes and nanofibres. Polymer, vol. 45, p. 2001-2015 (2004).

l48l Du, F., J.E. Fischer, and K.I. Winey. Coagulation methodfor preparing singlewalled carbon nanotubejpoly[methyl methacrylate) composites and their modulus, electrical conductivity, and thermal stability. Journal of polymer science: Part B: Polymer physics, vol. 41, p. 3333-3338 (2003).

82

Bibliografía

1491 Pompeo, F. and Resasco, D. E. Water solubilízatíon of síngle-walled carbon nanotubes by functíonalízatíon wíth glucosamíne. NanoLetter, vol. 2, p. 369-373 (2002).

(51] Ravindran, S.; Chaudhary, S.; Colburn, B.; Ozkan, M.; Ozkan, C. S. Covalent couplíng of quantum dots to multíwalled carbon nanotubes for electroníc device applications. Nano Letters, vol. 3, No. 4, p. 447-453 (2003).

[521 Gong, X., et al., Surfactant=assisted processing of carbon nanotube/polymer composites. Chemical materials, vol. 12, p . 1049-1052 (2000). 1521 Tzong-Ming, W. and Erh-Chiang, C. Isothermal and Nonisothermal crystallization kinetics of poly(e-caprolactona)/multiwalled carbon nanotube composites. Polymer Engineering and Science, p . 1309-1317 (2006) .

1531 Morales-Teyssier, O. Sanchez-Valdez, S. and Ramos-de Valle, L. F. Effect of carbon nanofiber functionalization on the dispersion and physical and mechanical properties of polystyrene nanocomposites. Macromolecular Materials and Engineering, vol. 291, p. 1547-1555 (2006) . 1221 Asif Rasheed;, Jane Y. Howe; , Mark D. Dadmun and Ph illip F. Britt. The efficiency of the oxidation of carbon nanofibers wit h various oxidizing agents. Carbon 45 (2007) 1072-1080.

83

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