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Análisis De Biocompatibilidad, Mecánico y Tribológico De Películas de Quitosano/fosfato

tricálcico Depositados en acero 316 (ante proyecto)

Jhoan Alexis Mina Córdoba 0730895 Alejandra Castaño Rojas 0733420

UNIVERSIDAD DEL VALLE FACULTAD DE INGENIERÍA

ESCUELA DE INGENIERIA DE MATERIALES SANTIAGO DE CALI, JUNIO DE 2011

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Análisis De Biocompatibilidad, Mecánico y Tribológico De Películas de Quitosano/fosfato

tricálcico Depositados en acero 316 (ante proyecto)

Jhoan Alexis Mina Córdoba 0730895 Alejandra Castaño Rojas 0733420

DIRECTOR: Doctor Yesid Aguilar Castro

Profesor titular escuela de Ingeniería de Materiales

Co-Director: Doctor Julio Cesar Caicedo Angulo

Profesor escuela de Ingeniería de Materiales

UNIVERSIDAD DEL VALLE FACULTAD DE INGENIERÍA

ESCUELA DE INGENIERIA DE MATERIALES SANTIAGO DE CALI, JUNIO DE 2011

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CONTENIDO

Resumen 6 Introducción ………………………………………………………………………………………………………………………….. 7

8 1. Antecedentes (Estado del arte) …………..……………………………………………………………………… 9 2. Marco teórico ..………………………………………………………………………………………………………….. 16

3. Objetivos ……………………………………………………………………………………………………………………. 18 3.1 Objetivos generales………………………………………………………………………………………………. 18

3.2 Objetivos específicos…………………………………………………………………………………………….. 18

4. Planteamiento del problema

5. Formulación de la hipótesis

6. Metodología experimental …………………………………………………………………………………………………. 19 7. Cronograma de actividades ……………………………………………………………………………………….. 21 8. Presupuesto ………………………………………………………………………………………………………………. 22 9. Bibliografía ………………………………………………………………………………………………………………… 23

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LISTADO DE FIGURAS

Figura 1: Diferentes pasos de la técnica recubrimientos por inmersión (Dip – Coating)…… 12 Figura 2: Preparación de un recubrimiento por Spin Coating ………………………………………… 12 Figura 3: Representación de una celda electroquímica …………………………………………………. 13 Figura 4: Montaje experimental ……………………………………………………………………………………. 18 Figura 5: Diagrama de flujo del proceso experimental ..………………………………………………… 20

LISTADO DE TABLAS Tabla 1: Analisis de varianza, Modelo completamente al azar……………………………………….. 17 Tabla 2: Variables del proceso y características de diferentes autores para el proceso ..… 18 Tabla 3: Variables del proceso y características de deposición………………………………………… 19 Tabla 4: Cronograma de actividades .……………………………………………………………………………... 20 Tabla 5: Costos de la investigación expresada en miles de pesos. …………………………………. 21

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RESUMEN

El presente trabajo muestra de modo sistemático, la razón, los objetivos y el método experimental que se espera desarrollar, con el fin de lograr las condiciones necesarias para producir recubrimientos biocompatibles para implantes invasivos de uso temporal más económicos en relación a la fabricación de los implantes biomédicos, sin comprometer las propiedades mecánicas, tribológicas y biocompatibles, de los recubrimientos protectores; los cuales serán elaborados por medio de la técnica de deposición electroquímica también conocida como (electrodeposición catódica), la cual permite variar la densidad de corriente y temperatura. Posteriormente, para su caracterización, se buscará determinar sus propiedades mecánicas, tribológicas y electroquímicas, que permitirá identificar por medio de un diseño de experimentos, las condiciones de deposición más optimas con el fin de determinar el recubrimiento como un posible material biocompatible para la elaboración de implantes temporales. INTRODUCCIÓN El desarrollo de materiales biocompatibles ha logrado grandes avances en el campo de la medicina, actualmente producen una gran cantidad de piezas implantables basados en materiales biocompatibles, sin embargo, debido a que la mayoría son importados y el costo de producción es elevado además de los tratamientos médicos que requieren incrementan de manera sustancial, convirtiéndose de esta manera en un tratamiento de difícil acceso para ra una gran parte de la población, especialmente la de países en vía de desarrollo como el nuestro[1] Adicionalmente, en el campo de investigación se han hecho importantes avances con diferentes técnicas de deposición, sin embargo, una de las técnicas más empleadas en este sentido es la deposición electroquímica, uno de las metas de este proyecto, es lograr una integración con la industria del país, en busca de dar a conocer las ventajas de esta técnica, y promover este tipo de alianzas en busca de lograr un crecimiento integral. Por medio de la técnica de electrodeposición se busca depositar un compuesto de naturaleza polimérica (quitosano) y cerámica (fosfato tricálcico beta); teniendo en cuenta la naturaleza del polímero, el cual a elevadas temperaturas sufre degradación térmica, el proceso seleccionado es bastante conveniente, debido a que se mantiene a temperaturas inferiores a 100°C. Por otra parte, es necesario conocer el comportamiento de este compuesto (fosfato tricálcico-quitosano) luego de la deposición, para ello se han seleccionado una serie de ensayos físicos, químicos, mecánicos, tribológicos, y electroquímicos, que se clasifican como ensayos de respuesta y explicativos. Finalmente, se espera cumplir con los estándares establecidos para que el recubrimiento (fosfato tricálcico-quitosano) sirva de base para posteriores estudios y con esto realizar un aporte a la comunidad científica nacional e internacional en cuanto al diseño de recubrimientos biocompatibles depositados en aceros de bajo costo como el acero 316L.

1. ESTADO DEL ARTE El conocimiento de los biomateriales de acuerdo a los reportes de la literatura, datan desde la antigüedad iniciados por desarrollos del imperio romano, la civilización china y tribus indio-americanas quienes emplearon el oro en su práctica dentista hace mas de 2000 años, procedimiento que aún se practica actualmente, siglos después el uso de la madera como sustituyente de partes del cuerpo, e incluso la invención de ojos de vidrio con fines estéticos.

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Solo hasta la época contemporánea con la síntesis de polímeros, se pretendió dar aplicación a estos materiales en el campo biomédico dando respuesta a algunas necesidades de la época por ejemplo, La introducción del Polimetil metacrilato (PMMA) en la práctica odontológica en 1937. [2] Tras la segunda guerra mundial, el científico Voorhees experimentó con Vinyon N (Material empleado en ese entonces para la fabricación de paracaídas) como material para prótesis vasculares. Luego, a principios de la década de los 60´s el cientifico Charnley usó PMMA, polietileno de ultra alto peso molecular (UHMWPE) y acero inoxidable para producir el primer remplazo total de cadera, de esta manera empezó la expansión del uso de materiales sintéticos en la medicina. [2] En el año de 1980 se produjeron en masa y se comercializaron los primeros implantes dentales endo-óseos recubiertos con hidroxiapatita (HA) por el método de Plasma spray [2]. Los resultados del recubrimiento a base de (HA) mostraron mayor y más rápida adhesión que los implantes no recubiertos, posteriormente el mercado fue invadido por una serie de implantes recubiertos con (HA) por plasma spray siendo este método, hasta la fecha, el único que se emplea con fines comerciales, aprovechando que la técnica posee una alta productividad. [2] Para el año de 1990, Abe y sus colaboradores [3] desarrollaron un procedimiento que permite recubrir prácticamente cualquier sustrato con una capa uniforme de hidroxiapatita biológica. El procedimiento, fue denominado biomimético, por imitar las condiciones fisiológicas de formación de la hidroxiapatita. Después del ensayo y de mantener el sistema durante 7 días a 36,5 °C, se observo la formación de una capa continua y homogénea de aproximadamente 1 µm de espesor sobre el substrato. La caracterización de esta capa mostró que estaba compuesta por cristalitos de hidroxiapatita muy finos y de apariencia fibrosa. Técnicas químicas como la deposición de películas por el proceso sol – gel también han sido ampliamente empleadas para la obtención de recubrimientos bioactivos, para el 2005 se desarrollo un nuevo método de obtención de compuestos de quitosano y apatita a temperatura ambiente, en dicha investigación a partir de una solución de acido cítrico/ quitosano y brushita, se consiguieron polvos que posteriormente fueron empleados para los recubrimientos mediante la técnica de recubrimientos or inmersión del termno en ingles dip – coating, obteniendo así un procedimiento simple, de bajo costo con pocos residuos y materiales de fácil adquisición, con respecto al recubrimiento se obtuvo que la adherencia es similar a la alcanzada por otros procesos. [4] Si bien el método de electrodeposición data de la época de Faraday, aún sigue siendo ampliamente acogida por la industria y la comunidad científica para la aplicación de películas delgadas de cualquier naturaleza, para el caso de la medicina a representado una respuesta para la obtención de piezas de buena comportamiento y de costos de adquisición más bajos que si se emplearan otras técnicas [4-10]. Se han obtenido recubrimientos bastante homogéneos sobre piezas complicadas, con montajes menos elaborados que muchos métodos, de esta manera recubrimientos de naturaleza no metálica pueden ser llevados a cabo. En ese sentido, hay evidencia bibliográfica de la adición de quitosano a recubrimientos de fosfatos de calcio sobre sustratos metálicos, así, Martínez y colaboradores.[7] Encontraron que la resistencia a la polarización de estos materiales se ve afectada positivamente, reflejada en un incremento de la densidad de corriente y de la concentración de quitosano, debido al aumento de la viscosidad dada por la adición del polisacárido, permitiendo la disminución de la velocidad de deposición de iones disueltos en la solución, y beneficiando el crecimiento de cristales de fosfatos de calcio sobre el sustrato.

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Tal como fue mencionado anteriormente, el hueso se compone en su parte cerámica de hidroxiapatita, y esta a su vez está conformado por diversos fosfatos, de este modo, se han adelantado investigaciones en los que se han depositado recubrimientos de fosfatos de calcio [10], en los cuales se ha encontrado que no es posible depositar a temperatura ambiente aplicando técnicas electroquímicas, esto se debe a que a esta temperatura no hay precipitación de fosforo, otras variables como la agitación, el voltaje y el tiempo de exposición determinan la relación Ca/P. Cabe resaltar que los recubrimientos sintetizados como resultado del trabajo de Millan y sus colaboradores son de morfología aproximadamente porosa con granos columnares. [10] Por su parte el profesor Lara y colaborares en su investigación evaluaron rutas diferentes de HA y el efectos de los tratamientos térmicos sobre cambios estructurales y porcentajes de degradación térmica, la aplicación de una oxidación anódica a un sustrato de acero 316 LVM indicó modificaciones al comportamiento fisicoquímico del sustrato metálico, puesto que evita de esta forma uno de los efectos que inhiben su uso en dispositivos biomédicos; además, la Hidroxiapatita provee estabilidad ya que aumenta el potencial de corrosión y de protección [9]. Existen registros actuales de investigaciones llevadas a cabo a nivel nacional de síntesis de recubrimientos de fosfato tricálcico/quitosano en los cuales se ha obtenido que el incremento en la concentración del quitosano aumenta la estabilidad y disminuye la tendencia a la degradación [7], hecho demostrado mediante curvas de polarización, así mismo se demostró por análisis de DRX, que el incremento en la cantidad del polisacárido da como resultado una disminución en la cristalinidad y un aumento en las irregularidades superficiales que traen consigo propiedades que positivamente afectan la fijación con el hueso. [8] En otros trabajos adelantados se ha hecho recubrimientos de hidroxiapatita por medio de la técnica sol – gel sobre bloques de SiO2 y metales empleados para implantes en cirugía, Sáenz y colaboladores en su artículo titulado “Recubrimientos biocompatibles: Hidroxiapatita sobre geles y metales” reporta los resultados de su investigación encontrando que la estructura de la Hidroxiapatita crecida en el sustrato metálico en forma de cúmulos alargados con micro agujas, de 15 micras de longitud y con una relación de forma de 1:3. Además se encontró en la película, calcio, fosforo, potasio, carbón y sodio, lo cual es lo esperado según el proceso de preparación, para diferentes valores de pH. [7-10] A nivel mundial se han adelantado estudios tales como el elaborado por Yildirim [6], quien en su trabajo logro sintetizar compuestos de HA/quitosano, compuestos de HA/β-TCP/quitosano y compuestos de whiskers de HA/quitosano que posteriormente fueron sometidos a ensayos mecánicos, ensayos de FTIR que mostraron presencia de fases de quitosano y fases cerámicas enlazadas posiblemente por el solvente; pruebas de difracción de rayos X, SEM para determinar la porosidad y morfología del compuesto y ensayos de determinación de densidades por método de Arquímedes, finalmente los ensayos fueron correlacionados entre sí y con variables como el ciclo térmico y método y la composición de cada compuesto. Ratajska y colaboradores en su artículo titulado “Hidroxiapatite – chitosan Biocomposites”[11], donde se caracterizaron diferentes mezclas de los polvos con el fin de determinar su posible uso como andamios en el tejido óseo, determinaron que es posible hacer esponjas y formas tridimensionales de buena respuesta mecánica.

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2. MARCO TEÓRICO 2.1. Biomateriales Se pueden definir como aquellos materiales destinados a estar en contacto con sistemas biológicos con la finalidad de evaluar, tratar, aumentar o reemplazar algún tejido, órgano o función del cuerpo, de aquí que se diferencian así de los injertos, que representan la entrada de células vivas, transferidas de una zona donante a otra receptora con la finalidad de reconstruirla. Los biomateriales pueden clasificarse de muchas maneras, una de ellas hace referencia a su forma de interactuar con los tejidos.[2] Biotolerables: Materiales como el cemento óseo, el acero inoxidable y aleaciones. Con estos materiales el hueso nuevo se forma a distancia del implante, de modo que una capa de tejido con activo separa el implante del hueso. (Osteogénesis a distancia). Bioinertes: Materiales como la alúmina, con elevada estabilidad in vivo y resistencia mecánica, con los que el hueso establece contacto directo después de un periodo de tiempo.(Osteogenesis por contacto). Bioactivos: Son lo que tienen propiedades osteoconductoras. El hueso crece hacia el material y es capaz de establecer un enlace físico químico con éste. Son materiales con exelente biocompatibilidad pero con pobres propiedades mecánicas. Atendiendo a la naturaleza del material artificial con el que se fabrica un implante, se puede establecer una clasificación en: Biomateriales Poliméricos: Ampliamente utilizados en clínica, deben su éxito a las enormes posibilidades que presentan, tanto en variedad de compuestos, como en ofrecer la posibilidad de fabricarlos de muy distintas maneras, con características bien determinadas, y con facilidad de conformarlos en fibras, tejidos, películas o bloques. Pueden ser tanto naturales como sintéticos y, en cualquier caso, se pueden encontrar formulaciones bioestables, esto es, con carácter permanente, particularmente útiles, para sustituir parcial o totalmente tejidos u órganos lesionados o destruidos, y biodegradables, esto es, con carácter temporal, por tanto, con una funcionalidad adecuada durante un tiempo limitado, el necesario mientras el problema subsista.`[2] Tanto en implantes quirúrgicos como en membranas protectoras o en sistemas de dosificación de fármacos, existen aplicaciones de este tipo de materiales, y particular importancia tienen los cementos óseos acrílicos, que han encontrado importantes campos de aplicación, en particular, en traumatología.[3] Biomateriales Metálicos: Cabría señalar, en términos generales, que el número de elementos metálicos que se utilizan en la fabricación de implantes es muy limitado, si tenemos en cuenta que más de tres cuartas partes del sistema periódico no son aptos para esta aplicación. El primer requisito para su utilización es que sean tolerados por el organismo, por lo que es muy importante la dosis que puedan aportar a los tejidos vivos. Otro requisito también imprescindible es que tengan una buena resistencia a la corrosión. Se conoce que la corrosión es un problema general de los metales, más aún si están inmersos en un medio hostil como es el organismo humano, y a temperaturas del orden de 37 °C. Sin embargo, algunos metales se escapan, por lo menos en principio, a este problema, como son los metales preciosos. Otros, al formar una capa de óxido en su superficie, la pasivan, protegiendo el interior del metal al evitar que avance la corrosión, como ocurre en el titanio y sus aleaciones. Es importante además conocer los metales que a lo largo del tiempo han sido descubiertos y empleados en el campo medico como son:

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Superaleación MA 956: El más esperanzador para el empleo convencional en aplicaciones como prótesis de cadera y rodilla e implantes dentales. La MA 956 es una superaleación ferrítica, procesada vía pulvimetalurgia por aleado mecánico (MA) y mediante tratamientos termomecánicos. Su composición química es Fe-20 %Cr-4,5 %Al-0,5 %Ti-0,5 %Y2O3 (en masa). Como se ve, lleva incorporado un dispersoide, la Itria, que le proporciona una fase termodinámicamente estable cuando es sometida a altas temperaturas (superiores a 1050°C) y facilita la formación de una capa superficial, de unos 5 µm, de alúmina α, fina, densa y muy bien adherida. Esta capa proporciona un excelente comportamiento frente a la oxidación [2].

Las aleaciones de cobalto-cromo: incluyen composiciones inicialmente destinadas a la manufactura por colada (ASTM F75) y por forjado (ASTM F799) y por trabajado en frío ASTM F790 y F562). Todas estas aleaciones son primariamente de cobalto con cantidades significativas de cromo para mejorar la resistencia a la corrosión (como ocurre con el acero inoxidable). El cromo forma una capa fuertemente adherente de óxido que provee de la pantalla anti-corrosiva contra el medio. Las aleaciones F75 y F90 contienen aproximadamente 60 % de cobalto y 28 % de cromo. Las aleaciones F799 y F562 tienen menos cobalto y cromo, y en su lugar tienen grandes cantidades de otros elementos de la aleación (aprox. 15 % de tungsteno y 35 % de níquel respectivamente) [2]. Las propiedades mecánicas de las aleaciones son el resultado del proceso de manufactura que conducen a distintas micro estructuras. Por ejemplo la aleación F75 ha sido frecuentemente usada para la colada de precisión (método de la cera perdida). Los moldes de cera con la forma y las dimensiones finales del dispositivo ortopédico son revestidas con cerámica. Ésta es fogueada en un horno (la cera se pierde a medida que se funde dentro del molde cerámico). La aleación F75 fundida se cuela o presuriza en el molde permitiendo su solidificación [2].

Aleaciones de Titanio: El titanio y sus aleaciones son de interés particular para las aplicaciones biomédicas debido a su excepcional biocompatibilidad y resistencia a la corrosión. Su resistencia a la corrosión, provista por una capa pasiva adherente de óxido de titanio (TiO2), que excede significativamente las del acero inoxidable y de las aleaciones de cobalto. La corrosión uniforme en soluciones salinas es extremadamente limitada y la resistencia a la corrosión al picado, la intergranular y la de rendija son excelentes [2]; Además, las superficies de oxido de titanio y sus aleaciones, son bien toleradas en contacto con el hueso, volviéndose óseo integradas con poca evidencia de la formación de una capa fibrosa entre el hueso y el implante .La forma más común de titanio utilizado en aplicaciones ortopédicas es la aleación de titanio-aluminio-vanadio (ASTM F136). Los elementos primarios de la aleación son el aluminio y el vanadio que están limitados a 5,5 - 6,5 % en peso y 3,5 - 4,5 % en peso, respectivamente, de modo que la aleación es frecuentemente llamada Ti6Al4V o simplemente Ti 6-4[2].

Biomateriales Cerámicos: A primera vista podría pensarse que su principal ventaja es su baja reactividad química, por tanto, su carácter inerte, que conlleva una clara biocompatibilidad. Pero no todas las biocerámicas son inertes y, de hecho, muchos materiales cerámicos que se utilizan en cirugía reconstructiva son bioactivos. Las biocerámicas se introducen en una época (década de los 70) en la que comenzaban a detectarse fracasos en los biomateriales utilizados hasta ese momento, como eran el acero, aleaciones de cobalto y poli-metil-metacrilato. El fracaso se debía, entre otras razones, a la encapsulación de estos materiales, lo que hizo dirigir la mirada hacia las

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cerámicas, en un intento de buscar una buena oseointegración. Sin embargo, la fragilidad de las biocerámicas restringió, en gran medida, su campo de aplicación, seleccionando sólo funciones que no necesitaran elevadas prestaciones mecánicas, a excepción de la alúmina y la zirconia, que se emplearon y emplean en articulaciones de cadera. [12] Hay que tener presente que las biocerámicas podrían ser los biomateriales ideales, ya que poseen una buena biocompatibilidad y oseointegración y, a su vez, son los materiales más parecidos al componente mineral del hueso.[2]

Es muy frecuente utilizar los tres tipos, metálicos, cerámicos y poliméricos, en la fabricación de una prótesis. Un ejemplo ilustrativo puede ser una artroplastia de cadera. En la actualidad, para todas aquellas aplicaciones clínicas que requieran soportar carga se están utilizando implantes, en su mayoría metálicos, lo que origina problemas importantes debido a:

La gran diferencia de propiedades mecánicas entre el implante artificial y el hueso natural, lo que da lugar a rupturas,

La presencia de iones que, procediendo del implante artificial, pueden ser tóxicos o perjudiciales y son causa de dolor,

La imposibilidad de regenerar el hueso natural.

Una alternativa, para solucionar en parte estos problemas mientras no se logre un material similar al hueso es recubrir el implante metálico con cerámicas. Esto se está realizando tanto en implantes dentales como en prótesis de cadera, aunque el camino que hay que recorrer es todavía muy largo para mejorar estos productos. El proceso de recubrimiento de un metal por una cerámica es complejo y existen muchos métodos para realizarlo. De él depende, en gran parte, el éxito clínico, ya que la calidad y la duración de la fijación en la interfaz dependen en gran medida de la pureza, tamaño de partícula, composición química del recubrimiento, espesor de la capa y características superficiales del sustrato. Otra de las ventajas que se obtienen al recubrir un implante metálico por una cerámica es la reducción de la liberación de iones procedentes de la aleación metálica. La cerámica constituye una verdadera y eficaz barrera que ralentiza la cinética de difusión de iones metálicos al organismo vivo. Por esta razón, se está utilizando la hidroxiapatita, para mejorar la fijación de las prótesis articulares de cadera, dadas sus excelentes propiedades biológicas.[2][3][8] 2.2. Diseño De Implantes Todas las restricciones fisiológicas hacen que el diseño del implante ideal no sea posible; optándose con un diseño que comprometa algunos de los factores. Por otra parte, la compatibilidad biológica y la duración del implante son dos de los requisitos básicos. El implante no puede diseñarse con márgenes de seguridad altos para todas las condiciones de carga pues el volumen y la rigidez excederían los límites biológicos. Un implante diseñado para una resistencia mecánica y a la fatiga altas podría ser demasiado rígido y podría apantallar el hueso de las tensiones de carga fisiológica. Esto conduciría a la rarefacción de la estructura ósea. Si la elasticidad de las placas y tornillos no está en relación adecuada uno a otro o al hueso, los tornillos pueden expulsarse fuera del hueso o pueden romperse. Si por el contrario, la placa es muy flexible la unión ósea puede fallar. Si las áreas cubiertas por las placas son muy grandes el suministro sanguíneo puede ser deficiente.[2] Los implantes son usualmente diseñados para mantener su forma a menos que ocurra un accidente. Como se ha discutido previamente la resistencia a la fatiga no es ilimitada. Se han desarrollado técnicas quirúrgicas adecuadas para alcanzar fijaciones estables. Así los requisitos básicos para el diseño de cualquier implante son[2-12]:

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Biocompatibilidad.

Resistencia a la corrosión en el medio biológico.

Propiedades mecánicas y físicas compatibles con su función específica en el cuerpo humano.

Resistentes a la fatiga para las aplicaciones de cargas cíclicas.

Óseo integración. 2.3. Recubrimientos Cerámicos Biocompatibles Como se mencionaba anteriormente los recubrimientos biocompatibles ofrecen una amplia gama de oportunidades a la hora de pretender mejorar las propiedades superficiales de cualquier cuerpo a ser implantado en el cuerpo, en ese sentido se han descubierto diferentes tipos de recubrimientos a partir del conocimiento de su comportamiento y su naturaleza, entre los materiales más conocidos se tienen[12]: Hidroxiapatita: Es un cristal mineral que se encuentra en el tejido óseo junto a otras apatitas, corresponde a aproximadamente 60 – 70 % del tejido; La composición química es Ca10(PO4)6(OH)2. La HA garantiza una unión directa, más rápida y duradera entre el hueso y el implante, protege los tejidos circundantes del desprendimiento de iones del implante metálico y mejora la adherencia del hueso y la superficie del implante. A pesar de las ventajas, muchos autores convergen en el hecho de que existe una gran degradación del recubrimiento y más en las zonas donde se reciben cargas altas, además de la resorción y degradación de estos este recubrimiento puede causar la perdida de la adherencia al sustrato y un desprendimiento de partículas que generaran fenómenos de desgaste por la aparición de un tercer cuerpo en la superficie de contacto provocando osteolisis (Disminución de la densidad o capacidad de atenuación de las estructuras óseas)[2][8][9][12]. Bioglass, o Biovetro: como todos los vidrios contiene sílice, sodio, calcio, pero se distingue por la proporción del contenido de fósforo, sílice y materiales alcalinos. El Biovetro obtenido resulta ser biocompatible, biodegradable y bioabsorbible, de tal forma que en contacto con el plasma sanguíneo inicia una serie de transformaciones en la interface que va a organizar, liberándose iones de Sodio y Potasio y formando en la superficie un gel de sílice en el que se organiza un extracto cristalino de fosfato de calcio que termina por convertirse en HA. Se sabe que la sílice es un elemento presente en el organismo y particularmente de la sangre además la sílice cumple un papel importante en la formación de tejido conectivo, en particular del colágeno y en la osteogenesis [2][13]. Los vidrios y vitrocerámicas bioactivos apuntan otra utilidad en el campo de las cerámicas, la posible eliminación de células cancerígenas en huesos, mediante el método de hipertermia. Este método consiste en un calentamiento selectivo sobre una determinada zona. Por encima de 43ºC, las células cancerígenas, con menos vasos sanguíneos y terminaciones nerviosas, por tanto, menos oxigenadas que el resto de las células, son las primeras en morir cuando se les aplica un tratamiento térmico. Si éste es selectivo, esto es, 43ºC con un control en el tiempo de aplicación, se puede conseguir atacar a las células cancerosas sin alterar a las células sanas. La inclusión de agregados de material ferro o ferrimagnético en los vidrios y vitrocerámicas bioactivos es una posible solución a este problema. Por un lado, se logra la unión y crecimiento de hueso con la vitrocerámica bioactiva y, por otro, un aumento controlado de la temperatura mediante el ciclo de histéresis del material magnético y las corrientes de Foucault inducidas por un campo magnético externo variable con el tiempo [13].

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2.4. Técnicas de Deposición Sol-Gel Es una técnica de aproximadamente 150 años pero que tiene alto interés debido a que permite la preparación de películas delgadas de material vítreo a temperatura ambiente, siendo asi adaptable a los distintos sustratos y a la introducción de materiales sensibles a la temperatura en la composición del recubrimiento, de esta forma la preparación de láminas delgadas por este método ha sido muy bien acogida y empleada en el campo de los recubrimientos. [4]. En función del procesado, el sol- gel permite la obtención de monolitos transparentes, partículas pequeñas, o películas delgadas. El proceso Sol – Gel parte de de una mezcla de alcóxidos, agua y disolvente a la que se le agrega un catalizador. Es entonces cuando se desencadenan las reacciones de hidrólisis y condensación que resultan en la formación de una dispersión o suspensión de partículas coloidales discretas (1 – 100nm) en una fase liquida llamada Sol. A medida que continúan produciéndose estas reacciones, aumenta la viscosidad de la disolución hasta la formación de de una matriz rígida y porosa llamada Gel. Luego de un secado de la fase Gel a temperatura ambiente, donde se ha eliminado el disolvente para permitir la densificación total, posteriormente se hace un tratamiento térmico para a obtención de una estructura cristalina deseada.[14] Existen diversos métodos para deposición por Sol – Gel pero los más prácticos son:

Recubrimiento por inmersión (Dip – Coating): La figura muestra el proceso de recubrimiento por inmersión, que pueden dividirse en cinco etapas: la inmersión, la puesta en marcha, la deposición, la evaporación y el drenaje. En el método de la inmersión, recubrimiento del sustrato se sumerge lentamente y es retirada de la misma forma de un tanque que contiene el sol, con una velocidad uniforme, con el fin de obtener un recubrimiento uniforme. Las operaciones de depósito deben ser completamente automatizado por el sistema de control computarizado para garantizar que la superficie del líquido se mantiene completamente intacto, con la garantía de la homogeneidad de espesor en cada deposición[14]. El proceso se divide en 5 pasos diferentes:

Figura 1: Diferentes pasos de la técnica Dip - Coating

Recubrimiento por giro (Spin – Coating): El proceso se divide en 4 pasos: Deposición, activación de la centrifugación, desactivación y secado. En la etapa de deposición un exceso de liquido es puesto en el sustrato, por la centrifugación el liquido fluye radialmente por el sustrato, durante la desactivación el exceso de liquido fluye al exterior y abandona el sustrato como gotas, produciendo un adelgazamiento de la capa así el contenido de sustancias volátiles se hace mínimo y se procede a la evaporación de la fase liquida del sol [14]. El proceso por spin coating se resume esquemáticamente en la figura 2, consta de los siguientes pasos, aplicación del solvente, rotación, secado, la repetición del secado garantiza la preparación de multilayer structures.

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Figura 2: Preparación de un recubrimiento por Spin Coating

Recubrimiento por pulverización catódica (Sputtering): El método de pulverización catódica en alto vacío (Sputttering) es uno de los más flexibles para la deposición física en fase vapor, denominada "PVD" (Physical Vapour Deposition). El material de revestimiento se introduce en una cámara de vacío como cátodo, bajo la forma de placa metálica o target. Luego, se produce vacío en la cámara y se introduce el gas de proceso (usualmente se emplea argón por su peso atómico elevado). Se aplica un alto voltaje y se introduce el gas. [12] Los iones positivos de argón sufren un proceso de aceleración sobre el cátodo negativo liberan o evaporan a su vez los átomos de la placa metálica, que sucesivamente bajan sobre los sustratos presentes ya en la cámara y los condensan. El impacto de los átomos sobre el material evaporado produce el "sputtering" como efecto de la aceleración dada por la partícula expulsada. Una de las ventajas de esta técnica sobre otras es que no ocurre fusión de material, lo cual permite que todos los metales y aleaciones puedan depositarse con una alta eficiencia y bajo un elevado control. Diferentes cátodos, constituidos por diferentes materiales, pueden ser introducidos en un sistema de revestimiento en vacío produciendo, de tal forma, sistemas multicapa, sin embargo este procedimiento resulta altamente costoso, lo cual en nuestro país no es favorable teniendo en cuenta el propósito planteado, por otra parte, las temperaturas que se manejan en este proceso son muy elevadas, lo cual hace casi imposible poder depositar un material de naturaleza polimérica [14].

Recubrimiento electroquímico: Es un proceso químico o electroquímico, para el tratamiento de superficies, depositando una capa metálica (y en ciertos casos no metálica). Se basa en el paso de la corriente eléctrica entre dos metales diferentes (electrodos) que están inmersos en un líquido conductor (electrolito). Se utiliza para proteger al material de la corrosión, mejorar las propiedades de la superficie, o con efectos decorativos. [12] El proceso puede entenderse a través de la siguiente figura que muestra una celda de corrosión y su funcionamiento. Entre los procesos electroquímicos se tiene la electrodeposición el cual consiste en la descarga de un ion metálico, presente en el seno de la disolución, y su incorporación al electrodo en forma de átomo metálico. Se desarrolla habitualmente mediante la elección de una disolución electrolítica que contiene los cationes de compuesto a sintetizar y que serán depositados en la superficie del electrón, de esta forma se forma la película en la que la mezcla de elementos metálicos se realiza a escala atómica. La electroforesis se consigue usando uno de los sustratos como sustrato de una solución electrolítica, de esta forma se puede recubrir con geometrías complicadas con tiempos cortos. Se basa en el principio de que lo polvos suspendidos en un liquido, pueden cargarse en la superficie y moverse bajo la influencia de un campo eléctrico, depositándose así en el electrodo.[12][14]

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Figura 3: Representación de una celda electroquímica

Según la bibliografía consultada se tiene que la técnica más empleada para realizar estos recubrimientos es la técnica de plasma spray, dado que sus ventajas son altamente favorables; por otro lado, técnicas como sputtering, deposición biomimética, y sol-gel tienen la ventaja de ser técnicas que ofrecen una alta calidad, pero la productividad es muy baja. Así entonces se tiene que las técnicas que presentan una mejor relación calidad/productividad son la deposición por medio electroquímico y electroforético, sin embargo en el país las investigaciones que se adelantan con respecto a estos métodos de deposición son muy escasas. Este proyecto centra su atención en la deposición electroquímica, dado a que es una técnica que se puede implementar fácilmente en la industria de nuestro país y no requiere equipo costoso.

3. OBJETIVOS

3.1 Objetivo general Depositar un recubrimiento de fosfato tricálcico beta (β-TCP) y quitosano sobre acero inoxidable AISI 316 de grado quirúrgico, variando las condiciones de concentración de quitosano, densidad de corriente y temperatura, los cuales deban tener un comportamiento mecánico, tribológico y electroquímico en solución de Ringer, ideales para su aplicación como implantes invasivos de uso temporal. 3.2 Objetivos Específicos

Caracterizar las propiedades físicas químicas mecánicas, tribológicas y electroquímicas de los recubrimientos obtenidos y optimizar el proceso de deposición por medio de revisión y ajuste de los parámetros.

Realizar ensayos in-vitro, determinar el grado de bioactividad, citocompatibilidad, para determinar si el recubrimiento es un candidato apto para ensayos in-vivo.

Recubrir diferentes tipos de substratos para llevar a cabo pruebas de laboratorio, asimismo, retroalimentar y optimizar el proceso de deposición de este tipo de recubrimientos para incrementar con ello la eficiencia del proceso.

Obtener recubrimientos con procesos sencillos, económicos y de fácil implementación en la industria, con el fin de disminuir costos de adquisición de piezas implantables.

4. PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA

En el campo de investigación de la ingeniería de materiales, los biomateriales han adquirido gran importancia científica, esto se debe a que en el mundo, millones de personas sufren

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diferentes tipo de lesiones que comprometen la integridad del tejido óseo, estas circunstancias, obligan al uso de prótesis con el fin de mejorar la calidad de vida de aquellos que sufren de dichas condiciones. En nuestro país, debido a la situación social se hace importante el estudio de los materiales biocompatibles, dado que se busca obtener piezas implantables de excelentes propiedades, a precios más asequibles, para así reducir los costos de los tratamientos para los pacientes, la reducción de costos en los tratamientos ortopédicos beneficia especialmente a pacientes de comunidades vulnerables y de bajos recursos; sin mencionar la posibilidad de mejorar la calidad de vida de personas que por la situación de violencia y conflicto armado en el país han resultado sido víctimas de circunstancias que ponen en peligro su integridad física; cabe resaltar que estas personas representan un alto porcentaje de la población del país.[1] Existen diferentes formas de producir implantes biocompatibles, pero están limitados por las características de su funcionamiento, en ese sentido, a la hora de hablar acerca de implantes que deban estar sometidos a altos esfuerzos mecánicos, se deben considerar aquellos materiales con mejores propiedades mecánicas, siendo los metales la mejor elección, sin embargo no se debe tener en cuenta que el cuerpo humano no tenga reacciones adversas con la pieza implantada, a su vez no debe tener reacciones químicas con los fluidos corporales que produzcan su deterioro estructura. Hoy en día, es conocido que los materiales con mejores propiedades mecánicas y superficiales son las aleaciones de titanio, en particular la aleación Ti6Al4V, dado que tienen una combinación de propiedades idóneas para estas aplicaciones, esto se debe a que el cuerpo humano no presenta rechazo y presenta alta resistencia a las condiciones corrosivas generadas por los fluidos corporales y los tejidos blandos [15]. Sin embargo su alto costo de producción precisa la necesidad de encontrar sustitutos más económicos, con iguales o mejores propiedades, que puedan ser producidos a nivel nacional. Atendiendo esta necesidad, se ha decidido emplear como sustrato sustituto del titanio un acero inoxidable de grado quirúrgico, el cual posee una alta resistencia a la corrosión y buenas propiedades mecánicas, además de ello el costo de este no es tan elevado como el titanio. Se ha elegido hacer recubrimientos de un material compuesto de β-fosfato tricálcico y quitosano, por medio del proceso de electrodeposición; con el fin de mejorar sus propiedades de biocomatibilidad, osteointegración; [12]se han seleccionado estos materiales, de naturaleza cerámica y polimérica respectivamente, debido a la respuesta que han presentado en el area de materiales biocompatibles y a las características exhibidas por separado, encontrándose que muestran una buena integración tejido-implante; por un lado el β-fosfato tricálcico permite una reabsorción por el tejido óseo [4-10], y por otro el quitosano permite la proliferación celular.[11] Debido a que existen pocos reportes en la literatura acerca de este recubrimiento en particular, quedan abiertas unas cuantas preguntas abiertas como:

¿Cómo afecta la concentración de quitosano en la solución?

¿Cómo afecta la variación de la densidad de corriente el espesor del recubrimiento producido?

Por lo tanto el presente trabajo de investigación se dirige a tratar los problemas que surgen a partir del planteamiento de producir materiales biocompatibles de naturaleza cerámica y polimérica; y con ello la necesidad de la producción de recubrimientos biocompatibles de bajo costo de buena reproducibilidad en la industria, y excelentes propiedades biocompatibles.

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5 FORMULACIÓN DE LA HIPÓTESIS La formulación de la hipótesis para este trabajo de pregrado se basa en la caracterización de las propiedades físicas, mecánicas, tribológicas y electroquímicas de los recubrimientos biocompatibles obtenidos por medio del proceso de electrodeposición sobre sustratos de acero AISI 316L, y comparar sus características al depositar sobre otro tipo de sustrato. Cuando se diseñan materiales biocompatibles, se busca una interfaz abrupta, coherente y uniforme, que permita una adherencia suficiente sustrato-recubrimiento y recubrimiento-entorno biológico (sistema óseo). Adoptando así la sinergia de propiedades mecánicas y de resistencia a la corrosión que confiere el sustrato con las propiedades biocompatibles como la proliferación celular, la citocompacidad, entre otras. Todo esto para determinar su desempeño como piezas implantables de uso temporal.

6 METODOLOGÍA EXPERIMENTAL

Desarrollo Temático Del Diseño Completamente Al Azar (DCA). Se desea diseñar recubrimientos biocompatibles de β-fosfato tricálcico y quitosano sobre un sustrato de acero 316L, con el fin de obtener propiedades mecánicas, tribológicas y electroquímicas, para su uso como implante. Para este trabajo se desea variar la densidad de corriente del proceso, A cada uno de las muestras obtenidas se les desea medir la dureza, coeficiente de fricción y resistencia a la corrosión; como se debe comprobar y garantizar que la estequiometria y cristalinidad sea la deseada para obtener las mejores propiedades ya mencionadas, es necesario realizar una serie de análisis de tipo explicativo como: XRD, EDX, AFM, SEM. Es claro resaltar que la calidad de las muestras será constante, ya que en el proceso de deposición de estos recubrimientos el tiempo de deposición, la concentración del electrolito, también será constante. 6.2 Desarrollo del (DCA) Se plantea el factor en función la densidad de corriente (Factor = densidad de corriente). El nivel es: 1. Los tratamientos, que son los mismos niveles del factor, quedan definidos como: T1 = recubrimiento con una densidad de corriente establecida.

Unidad experimental: Sustrato de acero AISI 316L

Entonces se realizará 1 tratamiento x 2 repeticiones = 2 experimentos

Variable de respuesta: Dureza, Coeficiente de fricción, Resistencia a la corrosión, citotoxicidad

Variable explicativa: característica estructural, composición química, morfología basada en (XRD, EDX, AFM, SEM).

Dado que las unidades experimentales son homogéneas, es posible realizar la aleatorización sin ninguna restricción, es decir asignaremos los tratamientos al azar a las unidades experimentales. De acuerdo al principio de base de la interpretación estadística, el modelo que se ajusta es un diseño completamente aleatorizado o al azar.

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6.3 El modelo matemático lineal del (DCA) Para poder dar una explicación a este caso se plantea un experimento que resulta ser: Yij = μ + λi + εij i=1,2,...,6 j=1,2 Donde:

µ, a la esperanza matemática poblacional (la media de todas las observaciones poblacionales).

λi, Es el efecto del tratamiento i-eximo (efecto de la densidad de corriente)

εij, es el error poblacional de repetición correspondiente a la medición j-ésima, obtenida en el tratamiento i-eximo.

Partimos de los supuestos (o hipótesis) siguientes:

Los errores se distribuyen normal con media 0 y varianza 2, ij N(0, 2)

Los errores tienen varianza constante

Los errores son independientes, COV (ij, i’j’) ii’; jj’ Es indispensable de que las hipótesis de normalidad sean aceptables por medio de tests de hipótesis estadísticos apropiados. De otro modo, será necesario aplicar transformaciones de datos a los resultados experimentales (por ejemplo, la función logaritmo) de modo que los valores transformados estén distribuidos normalmente. 6.4 Hipótesis de Interés en el (DCA) Para darle un planteamiento a la hipótesis se muestran dos casos: Ho: No hay diferencias entre efectos de las tratamientos (densidad de corriente). La cual también se puede expresar así:

H0: 1 = 2 = 3 =... 6 = (La media de los tratamientos son iguales)

H1: 1 j (por lo menos dos de las medias son diferentes) Que en términos del modelo es equivalente a probar: H0: λ 1 = λ2 =...= λ6 = λ

H1: λi λi’ 6.5 Análisis De Varianza Para El Modelo Completamente Aleatorio Una vez recabados los datos para el experimento diseñado, utilizamos la información de la muestra para hacer inferencias acerca de las medias de la población asociadas a los diversos tratamientos. El método empleado para comparar las medias de los tratamientos se denomina ANALISIS DE VARIANZA (ANOVA), mediante el cual se prueban las hipótesis planteadas.

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Tabla 1: Análisis de varianza. Modelo Completamente Aleatorio.

FUENTE DE

g.l

S.C

C.M

Fc

Pr>F

VARIACIÓN

Entre tratamientos (Modelos)

t-1

a

i

i

n

y

ri

y

1

22. ..

SCTrat

a 1

CMTrat

CME

Error (dentro de los tratamientos)

n-t

i

iT

r

YYY

2.

SCE

N a

Total n-1

a

i

n

j

ijn

yy

1 1

22 ..

Los cálculos del anova y si es necesario las pruebas postanova se realizaran en el paquete estadístico Minitab. 6.6 Materiales y equipo Para la preparación inicial de los sustratos se requiere:

Papel abrasivo hasta el numero 600

Acetona

Mezcla de 1:1:1 de HCl, H2SO4 y H2O. Para la solución (electrolito) es necesario:

Polvos de quitosano con un grado de desacetilación de mínimo 75

Acido acético

Polvos de β- fosfato tricálcico

Mezcla etanol-agua El equipo para la deposición tal como muestra la figura 1 consta de:

Fuente de poder.

Electrodo de grafito.

Plancha de calentamiento.

Agitador magnético.

Termocupla.

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Figura 4: Montaje experimental

Con respecto a proceso es importante tener en cuenta la tabla 2 la cual ilustra tres procesos llevados a cabo por diferentes autores y la tabla 3 con que muestra las variables con las que se trabajará en la presente investigación con la cual se determinará la metodología a seguir y representada en la figura 2.

Tabla2: Variables del proceso y características de diferentes autores para el proceso de deposición.

VARIABLES DEL PROCESO CONFIGURACIÓN CONSULTADA EN LA BIBLIOGRAFÍA.

D. Peña et al. [3] R. Martínez et al. [5]

pH. 8,3 – 8,6 8.2

Temperatura. 60°C 60°C

Agitación. 600rpm 600rpm

Densidad de corriente. 200 mA/cm2 100, 200, 300 mA/cm2

Tiempo de deposición (electrólisis)

4H. 1H.

Cátodo. sustrato de Ti6Al4V (puede ser modificado)

sustrato de Ti6Al4V (puede ser modificado)

Ánodo Electrodo de grafito.

Electrolito. Polvos de quitosano (% de desacetilación >= 75%), (1% en peso); disuelto en acido acético (1% en peso); esta mezcla fue posteriormente adicionada a una solución supersaturada de fosfato de calcio.

Quitosano al 1% en peso, disuelto en una solución de acido acético al 1% en peso, fueron adicionadas a soluciones supersaturadas de fosfato de calcio. Se obtuvieron concentraciones finales de 0.1, 0.15 y 0.2 g/L de quitosano.

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Tabla 3: Variables del proceso y características de deposición.

pH. 8,3 – 8,6

Temperatura. 60°C

Agitación. 600rpm

Densidad de corriente. 100, 200, 300 mA/cm2

Tiempo de deposición (electrólisis) 1H.

Cátodo. Acero AISI 316L (grado quirurgico)

Anodo Grafito de alta pureza

De esta manera se estableció un procedimiento para llevar a cabo el experimento el cual se encuentra explicado en la siguiente figura.

Figura 5: Representación del proceso experimental

PREPARACIÓN DE LOS SUSTRATOS:

•Las probetas deben ser pulidas hasta papel abrasivo # 600,

•Limpiadas ultrasónicamente con acetona

• Y, atacadas químicamente en una mezcla 1:1:1 de HCl, H2SO4 y H2O.

PREPARACIÓN DE LA SOLUCIÓN :

•Polvos de quitosano (% de desacetilación >= 75%), (1% en peso); disuelto en acido acético (1% en peso);

•posteriormente es adicionada a una solución supersaturada de β-fosfato tricálcico.

PROCESO DE DEPOSICIÓN CATÓDICA GALVANOSTATICA:

•Ánodo, cátodo, electrolito, y parametros de depocición estan registrados en la tabla anterior.

POSTERIOR A LA DEPOSICIÓN:

•Las muestras deben ser retiradas

•Enjuagadas con agua destilada

•Y secadas con aire caliente por diez minutos, tambien pueden ser secadas a temperatura ambiente durante una hora.

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7 CRONOGRAMA DE ACTIVIDADES

Tabla 4: Cronograma de actividades

FASE 1 Y 2 (Año 2011) en meses FASE 3 Y 4 (Año 2012) en meses

1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

11

12

Revisión Bibliográfica

Preparación de muestras y ensayos preliminares

Obtención de recubrimientos

Caracterización de los recubrimientos

Informe parcial

Corrección

Divulgación

Informe final

8 PRESUPUESTO Y FUENTES DE FINANCIACIÓN

Tabla 5: Costos de la investigación expresada en miles de pesos.

RUBROS FUENTES SUB-TOTAL

UNIVERSIDAD MILITAR NUEVA GRANADA

CONTRAPARTIDA

Personal 5.000 5.000

Bibliografía – Equipos 5.000 10.000 15.000

Materiales 10.000 10.000

Publicaciones 0.500 - 0.500

Servicios Técnicos - 24.000 24.000

Divulgación 2.800 1.700 4.500

Total 18.300 40.700 59.000

8.1 Recursos contactos, infraestructura y presupuesto Recursos humanos: Los recursos humanos disponible para desarrollar esta investigación son:

Director de tesis de pregrado Doctor Yesid Aguilar Castro; Profesor de la Universidad del Valle

Codirector de tesis de pregrado: Doctor Julio Cesar Caicedo.

Tutor: Doctor William Aperador; Universidad Militar Nueva Granada

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Asesor Pedro Prieto Ph. D.; Director del Centro de Excelencia en Nuevos Materiales CENM, bajo el contrato RC-043-2005 suscrito con COLCIENCIAS.

Apoyo por parte de los profesores de la Universidad del Valle Gustavo Zambrano Ph. D, Héctor Sánchez Ph. D, Silvio Delvasto Ph. D.

Contactos nacionales e internacionales

Universidad de Bourgogne, Facultad de Ingeniería Marco Sacilotti (Francia).

Centro de Investigación y de Estudios Avanzados del IPN, Juan Muñoz Saldaña Ph. D. Querétaro (México).

Grupo de Materiales Universidad de Antioquia, Gilberto Bejarano Ph. D. (Colombia).

Grupo de óptica Plasma y Aplicaciones Universidad de Pereira, Herry Riascos Ph. D. (Colombia).

Grupo Ciencia e Ingeniería de Materiales (GCIM), Nelly Alba de Sánchez Ph. D. (Colombia).

Laboratorio de Optoeletrónica, Liliana Tirado Ph. D. Universidad del Quindío, Armenia (Colombia).

Instituto Nacional de Investigaciones Nucleares, ININ, Enrique Camps Ph. D. Toluca (México).

Instituto de Investigaciones en Materiales, Universidad Nacional, Leonel Cota Ph. D (México).

Grupo de Materiales (ISPJAE), Federico Martínez Havana, (Cuba).

Laboratorio de Capas Finas departamento de Física Aplicada y Óptica Universidad de Barcelona, Joan Esteve (España).

9 Bibliografía

[1] Mesa nacional de incidencia por el derecho a la verdad, justicia y reparación con

perspectiva de género; Análisis socio demográfico de las víctimas del conflicto armado; Documento público 3.

[2] Ratner B; Hoffman A; Schoen F; Lemons J. Biomaterials science: an introduction to materials in the medicine .

[3] Abe, Y. et al, J. Mater. Sci. Mater. Med. (1990) 1: 233-238 [4] Peña, J.P; Izquierdo, I; Martinez, A; Vallet, M. New method to obtain chitosan / apatite materials at room temperature. [5] Peña D et. al, Recubrimientos de quitosano/fosfato de calcio obtenidos por electrodeposición sobre una aleación de Titanio. [6] Y. Oktay, Preparation and Characterization of Chitosan/Calcium Phosphate Based

Composite Biomaterials. [7] Ricardo Martinez, Hugo Armando Estupiñan, Elcy Córdoba, Darío Peña, Paul Anthony

Mohan Sundaram; Efecto del chitosán en el comportamieno electroquímico de recubrimientos de fosfato de calcio.

[8] Xin Pang, Igor Zhitomirsky; Electrodeposition of composite hydroxyapatite–chitosan films.

[9] L. Lara, H Estupiñan, D. Peña, C. Vasquez; comportamiento electroquímico en Ringer´s de recubrimientos de HAP obtenidos por electrodeposición sobre acero inoxidable 316 LVM anodizado.

[10] E. Millan, H Estupiñan, D Peña. Obtención de recubrimientos de fosfato de calcio sobre Ti6Al4V ELI mediante electro deposición catódica.

[11] Ratajska M. et. al; Hidroxiapatite – chitosan Biocomposites

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[12] Alujas, A; Pelaez, E; Quintana, R. Recubrimientos cerámicos bioactivos sobre superficies metálicas en implantes. Actualidad y perspectivas.

[13] Villalpando A. et al; Evaluacion de la bioactividad en vitro de compositos [14] Abella J.M. et. al; Laminas delgadas y recubrimientos preparación, propiedades y

aplicaciones; 319 – 332 [15] J. Wiff, V. Fuenzalida, J Arias, M. Fernandez. Hidrotermal-Electroquimical CaTiO3

coatings as precursor of a biomimetic calcium phophate layer. Materials Letters (2006)