ZnO-CaO-P 2 O 5 y MgO-ZnO-CaO-P 2 O 5

Transcripción

1 FACULTAD DE CIENCIAS Departamento de Química Inorgánica Los diagramas de equilibrio de fases ZnO-CaO-P 2 O 5 y MgO-ZnO-CaO-P 2 O 5 y su aplicación al diseño y obtención de biomateriales basados en fosfato tricálcico Leticia Mercedes Carbajal Galán Memoria para optar al grado de Doctor en Ciencias Químicas Directores: Dr. Ángel Caballero Cuesta Dra. María Antonia Sainz Trigo Instituto de Cerámica y Vidrio Consejo Superior de Investigaciones Científicas Madrid 2013

2

3 Los autores de este trabajo agradecen al Ministerio de Economía y Competitividad por la financiación del proyecto de investigación CICYT MAT Al Consejo Superior de Investigaciones Científicas, CSIC, y a la dirección del Instituto de Cerámica y Vidrio, por permitir la realización de la presente Tesis Doctoral. Leticia Mercedes Carbajal Galán quiere expresar su agradecimiento al Ministerio de Economía y Competitividad por la concesión de la beca de formación de personal investigador, FPI, BES , destinada a realizar esta Tesis Doctoral.

4 Resumen La línea de investigación seguida en la presente memoria de Tesis doctoral se enmarca dentro del proyecto de investigación, MAT : Diagramas de equilibrio de fases para el diseño y desarrollo de materiales cerámicos de interés tecnológico. Sistema P 2 O 5 -CaO-ZnO-MgO-SiO 2 El propósito de la presente Tesis Doctoral ha sido establecer mediante estudios experimentales las compatibilidades en estado sólido y las relaciones de fusión del fosfato tricálcico en los sistemas ternario ZnO-CaO-P 2 O 5 y cuaternario ZnO-MgO-CaO-P 2 O 5 y específicamente las regiones ricas en fosfato tricálcico en ambos sistemas y en óxido de cinc y fosfato tricálcico en el sistema ternario. Paralelamente se han revisado y establecido nuevas zona de los diagramas de equilibrio siguientes: Ca 3 (PO 4 ) 2 -Zn 3 (PO 4 ) 2, Ca 3 (PO 4 ) 2 -ZnO Ca 3 (PO 4 ) 2 -Zn 3 (PO 4 ) 2 -Mg 3 (PO 4 ) 2. Estos estudios han permitido establecer los campos de estabilidad de α, β y α+β fosfato tricálcico dopado con cinc y magnesio en función de la temperatura y la composición así como los rangos de solución sólida de cinc y magnesio en fosfato tricálcico en función de la temperatura. En segundo lugar y teniendo en cuenta la información obtenida en los estudios de los correspondientes diagramas de equilibrio de fases se diseñaron, formularon y obtuvieron biomateriales de α, β y α+β fosfato tricálcico modificados con óxido de cinc y con óxido de cinc/óxido de magnesio. Se estableció la influencia de estos elementos en estructura, transiciones de fase, sinterización, mineralogía y la microestructura de los materiales. Posteriormente en muestras seleccionadas se realizó un estudio del comportamiento bioactivo in vitro en suero fisiológico artificial (SFA) y estudios de la citotoxicidad y biocompatibilidad en cultivos primarios de osteoblastos humanos.

5 Resumen Finalmente se ha llevado a cabo un estudio preliminar para la obtención de materiales densos, con un escaso crecimiento cristalino, de fosfato tricálcico dopados con cinc y cinc/magnesio mediante la técnica de Spark Plasma Sintering (SPS) El estudio persigue un objetivo de relevancia social que es la mejora de los patrones de salud y calidad de vida de las personas mediante la investigación y el desarrollo de materiales basados en fosfato tricálcico modificados con óxido de cinc y con óxido de cinc/óxido de magnesio de mineralogía y microestructura controlada con aplicación en biomedicina como sustituto y regenerador óseo.

6 Índice Capítulo I. Introducción... 1 I.1. CONCEPTO DE BIOMATERIAL I.2. BIOMATERIALES EMPLEADOS EN LA REPARACIÓN Y REGENERACIÓN DEL TEJIDO ÓSEO I.3. CLASIFICACIÓN DE LOS BIOMATERIALES... 6 I.3.1. Metálicos I.3.2. Poliméricos I.3.3. Cerámicos I Cerámicas bioinertes I Cerámicas bioactivas I Cerámicas reabsorbibles I.3.4. Materiales Compuestos I.4. CARACTERÍSTICAS GENERALES DEL TEJIDO ÓSEO I.4.1. Composición I Componente inorgánico I Componente orgánico I.4.2. Estructura del tejido óseo I Hueso compacto o cortical I Hueso esponjoso o trabecular I.4.3. Propiedades mecánicas del tejido óseo I.4.4. Remodelación ósea I.5. BIOCERAMICAS BASADAS EN FOSFATOS CÁLCICOS I.5.1. Hidroxiapatita (HAp) I.5.2. Fosfato Tricálcico (TCP) i

7 I.5.3. Modificación del fosfato tricálcico (TCP) BIBLIOGRAFÍA Capítulo II. Propósito de la Presente Memoria CapítuloIII. Materiales de Partida, Metodología Experimental y Técnicas de Caracterización III.1. MATERIALES DE PARTIDA III.1.1. Carbonato cálcico (CaCO 3 ) III.1.2. Fosfato monobásico de amonio (NH 4 H 2 PO 4 ) III.1.3. Óxido de cinc (ZnO) III.1.4. Óxido de magnesio (MgO) III.2. CONSIDERACIONES GENERALES III.3. METODOLOGÍA EXPERIMENTAL SEGUIDA PARA EL ESTUDIO DE LOS DIAGRAMAS DE EQUILIBRIO DE FASES III.3.1. Diseño de composiciones III.3.2. Síntesis, conformado y sinterización de las composiciones III.3.3. Caracterización de las muestras sometidas al método de congelación del equilibrio quenching III.4. METODOLOGÍA EXPERIMENTAL SEGUIDA PARA LA OBTENCIÓN DE BIOMATERIALES BASADOS EN Ca 3 (PO 4 ) 2 MODIFICADOS CON ZnO Y ZnO/MgO III.4.1. Diseño de composiciones III.4.2. Preparación de los biomateriales III Síntesis de composiciones basadas en fosfato tricálcico por mezcla de óxidos III Conformado y sinterización de los biomateriales cerámicos ii

8 III Sinterización convencional III Sinterización mediante corriente eléctrica pulsada (Spark Plasma Sintering) III.4.3. Caracterización de los biomateriales III Caracterización química, física, estructural, microestructural y mecánica de los biomateriales III Estudios in vitro de los biomateriales III Ensayos de Bioactividad in vitro en Suero Fisiológico Artificial (SFA) III Ensayos de citotoxicidad y biocompatibilidad in vitro en un cultivo celular III Experimentos de inhibición de crecimiento celular empleando disoluciones concentradas de iones Zn 2+ y Mg III Experimentos de interacción directa material-célula III Experimentos de interacción indirecta material-célula III.5. TÉCNICAS EXPERIMETALES III.5.1. Análisis químico III Fluorescencia de Rayos X (FRX) III Espectroscopía de Emisión Atómica con fuente de Plasma de Acoplamiento Inductivo (ICP-OES) III.5.2. Densidad III Picnometría de gas (He/Aire) III Densidad aparente III Densidad real y densificación III.5.3. Tamaño de partícula III.5.4. Superficie específica (S e ) III.5.5. Análisis Térmico Diferencial y Termogravimetría (ATD-TG) III.5.6. Dilatometría de Alta Temperatura (DAT) III.5.7. Microscopía Óptica de Calefacción iii

9 III.5.8. Espectroscopía Infrarroja por Transformada de Fourier (FTIR) III.5.9. Difracción de Rayos X (DRX) III Espectroscopía Raman III Propiedades Mecánicas: Dureza (H V ) y Módulo Elástico (E) III Perfilómetro III Microscopía Óptica de Luz Reflejada (MOLR) y Transmitida (MOLT) III Microscopía Electrónica de Barrido con Emisión de Campo y microanálisis puntual por Dispersión de Energía de rayos X (MEB-EC y EDX) III Análisis de Imagen III Microscopía Confocal de Barrido Láser (MCBL) BIBLIOGRAFÍA Capítulo IV. Estudio de los diagramas de equilibrio de fases ZnO-CaO- P 2 O 5 y MgO-ZnO-CaO-P 2 O iv IV.1. INTRODUCCIÓN IV.2. REVISION BIBLIOGRÁFICA IV.2.1. Sistema CaO-P 2 O IV.2.2. Sistema ZnO-P 2 O IV.2.3. Sistema MgO-P 2 O IV.2.4. Sistema Ca 3 (PO 4 ) 2 -Zn 3 (PO 4 ) IV.2.5. Sistema Ca 3 (PO 4 ) 2 -Mg 3 (PO 4 ) IV.2.6. Sistema CaO-MgO-P 2 O IV.2.7. Sistemas Zn 3 (PO 4 ) 2 -Mg 3 (PO 4 ) 2 y MgO-ZnO-P 2 O IV.3. ESTUDIO DEL SISTEMA ZnO-CaO-P 2 O

10 IV.3.1. Relaciones de compatibilidad en estado sólido en el sistema ZnO-CaO-P 2 O IV Estudio de la zona rica en ZnO IV Estudio de la zona rica en Ca 3 (PO 4 ) IV.3.2. Revisión de los rangos de solución sólida en Zn 3 (PO 4 ) 2 y Ca 3 (PO 4 ) IV Estudio de las soluciones sólidas en Zn 3 (PO 4 ) IV Estudio de la soluciones sólidas en Ca 3 (PO 4 ) IV.4. ESTUDIO DEL SISTEMA MgO-ZnO-CaO-P 2 O IV.4.1. Relaciones de compatibilidad en estado sólido en el sistema MgO-ZnO-CaO-P 2 O IV.4.2. Rangos de estabilidad en estado sólido en función de la temperatura y de la composición de los polimorfos α y α+β del fosfato tricálcico en la zona rica en Ca 3 (PO 4 ) 2 del subsistema: Ca 3 (PO 4 ) 2 - Zn 3 (PO 4 ) 2 -Mg 3 (PO 4 ) IV Revisión del sistema Ca 3 (PO 4 ) 2 -Zn 3 (PO 4 ) IV Sistema Ca 3 (PO 4 ) 2 -Zn 3 (PO 4 ) 2 -Mg 3 (PO 4 ) IV Estudio de la incorporación de Zn 2+ y Mg 2+ en la fase β-ca 3 (PO 4 ) 2 mediante espectroscopía Raman IV.5. CONCLUSIONES PARCIALES BIBLIOGRAFÍA Capítulo V. Biomateriales basados en Ca 3 (PO 4 ) 2 modificados con ZnO y ZnO/MgO V.1. INTRODUCCIÓN V.2. SÍNTESIS, SINTERIZACIÓN Y CARACTERIZACIÓN DE BIOMATERIALES BASADOS EN Ca 3 (PO 4 ) 2 MODIFICADOS CON ZnO V.2.1. Síntesis de compuestos cerámicos basados en fosfato tricálcico modificados con ZnO v

11 vi V Caracterización de los compuestos cerámicos en verde V Distribución de tamaño de partícula y superficie específica. 160 V Análisis Térmico Diferencial y Termogravimetría (ATD- TG),,,,,,,,,,,,, V Caracterización de los compuestos cerámicos sintetizados V Espectroscopía de Infrarrojo mediante transformada de Fourier (IR-TF) V Difracción de rayos X (DRX) V Distribución de tamaño de partícula y superficie específica. 166 V Análisis Térmico Diferencial y Termogravimetría (ATD- TG) V.2.2. Sinterización de compuestos cerámicos basados en fosfato tricálcico modificados con ZnO V.2.3. Caracterización de compuestos cerámicos basados en fosfato tricálcico modificados con ZnO V Caracterización mineralógica V Difracción de rayos X (DRX) V Análisis de las transiciones de fase, densificación y microestructura V Proceso de densificación y microestructura V Transiciones de fase y su estudio mediante la distribución microestructural V.2.4. Estudios in vitro de los compuestos cerámicos basados en fosfato tricálcico modificados con ZnO en disoluciones acelulares. 180 V Ensayos de Bioactividad in vitro en Suero Fisiológico Artificial (SFA),,,,,,,,,, V Perfiles de liberación iónica V Caracterización de precipitados superficiales de Ca y P V Caracterización microestructural V Espectroscopía Raman V.3. CONCLUSIONES PARCIALES DE LOS BIOMATERIALES BASADOS EN Ca 3 (PO 4 ) 2 MODIFICADOS CON ZnO

12 V.4. SÍNTESIS, SINTERIZACIÓN Y CARACTERIZACIÓN DE BIOMATERIALES BASADOS EN Ca 3 (PO 4 ) 2 MODIFICADOS CON ZnO/MgO V.4.1. Síntesis de compuestos cerámicos basados en fosfato tricálcico modificados con ZnO/MgO V Caracterización de los compuestos cerámicos en verde V Caracterización de los compuestos cerámicos calcinados V.4.2. Sinterización de compuestos cerámicos basados en fosfato tricálcico modificados con ZnO/MgO V.4.3. Caracterización de compuestos cerámicos basados en fosfato tricálcico modificados con ZnO/MgO V Caracterización mineralógica V Difracción de rayos X (DRX) V Densificación y caracterización microestructural V.4.4. Estudios in vitro de los compuestos cerámicos basados en fosfato tricálcico modificados con ZnO/MgO en disoluciones acelulares V Ensayos de Bioactividad in vitro en Suero Fisiológico Artificial (SFA) V Perfiles de liberación iónica V Caracterización de precipitados superficiales de Ca y P V Caracterización microestructural V.5. CONCLUSIONES PARCIALES DE LOS BIOMATERIALES BASADOS EN Ca 3 (PO 4 ) 2 MODIFICADOS CON ZnO/MgO BIBLIOGRAFÍA vii

13 Capítulo VI. Estudios de citotoxicidad y biocompatibilidad in vitro mediante un cultivo primario de osteoblastos humanos VI.1. INTRODUCCIÓN VI.2. EXPERIMENTOS DE INHIBICIÓN DE CRECIMIENTO CELULAR EMPLEANDO DISOLUCIONES CONCENTRADAS DE ZnCl 2 Y MgCl VI.3. EXPERIMENTOS DE INTERACCIÓN DIRECTA MATERIAL- CÉLULA VI.3.1. Compuestos cerámicos basados en fosfato tricálcico modificados con ZnO VI Análisis cualitativo de la adhesión, morfología y distribución celular,,,,,,,,, VI Análisis cuantitativo de la viabilidad celular VI.3.2. Compuestos cerámicos basados en fosfato tricálcico modificados con ZnO/MgO VI Análisis cualitativo de la adhesión, morfología y distribución celular,,,,,,,,, VI Análisis cuantitativo de la viabilidad y proliferación VI.4. EXPERIMENTOS DE INTERACCIÓN INDIRECTA MATERIAL- CÉLULA VI.5. CONCLUSIONES PARCIALES BIBLIOGRAFÍA Capítulo VII. Sinterización y obtención de biomateriales de fosfato tricálcico mediante Spark Plasma Sintering VII.1. INTRODUCCIÓN VII.2. SINTERIZACIÓN MEDIANTE CORRIENTE ELÉCTRICA PULSADA SPARK PLASMA SINTERING VII.2.1. Montaje experimental VII.2.2. Procedimiento experimental viii

14 VII.2.3. Estudio de los procesos de sinterización VII.3. CARACTERIZACIÓN DE LOS BIOMATERIALES OBTENIDOS MEDIANTE SPARK PLASMA SINTERING VII.3.1. Caracterización Mineralógica y Microestructural VII.4.1. Caracterización Mecánica VII Fundamento teórico VII Módulo de Elasticidad y Dureza Vickers VII.4. CONCLUSIONES PARCIALES BIBLIOGRAFÍA Capítulo VIII. Conclusiones Generales ix

15 Abreviaturas Abreviaturas Con el objeto de simplificar la escritura y la representación de las fórmulas químicas y de los compuestos, en la presente memoria se ha empleado indistintamente tanto en el texto como en las figuras, tablas y diagramas de equilibrio de fases, la nomenclatura extendida y la reducida, que consiste en representar cada óxido por la letra, cuando forma parte de un compuesto. Así, por ejemplo: CaO=C, P 2 O 5 =P, ZnO=Z, MgO=M Escribiendo los compuestos de la forma siguiente: Ca 3 (PO 4 ) 2= 3CaO P 2 O 5 =C 3 P Zn 3 (PO 4 ) 2 =3ZnO P 2 O 5 =Z 3 P Mg 3 (PO 4 ) 2 =3MgO P 2 O 5 =M 3 P Cuando alguno de los compuestos presenta soluciones sólidas se indica en el texto de la siguiente forma: Ca 3 (PO 4 ) 2 ss=3cao P 2 O 5 (solución sólida)=c 3 Pss Zn 3 (PO 4 ) 2 ss=3zno P 2 O 5 (solución sólida)=z 3 Pss Mg 3 (PO 4 ) 2 ss=3mgo P 2 O 5 (solución sólida)=m 3 Pss La fase vítrea o líquido a la temperatura de ensayo, se ha representado en el texto como L=Líq o Líquido. Igualmente, se han empleado en ocasiones acrónimos para designar a algunas técnicas de experimentales de caracterización, sustituyendo el nombre completo por sus iniciales en castellano, a modo de ejemplo: Difracción de rayos X=DRX Microscopia electrónica de Barrido de emisión de campo=meb-ec Análisis Térmico Diferencial y Termogravimetría (ATD-TG) Espectroscopía Infrarroja por Transformada de Fourier (FTIR)

16 Capítulo I Introducción

17

18 Introducción I. Introducción I.1 CONCEPTO DE BIOMATERIAL En la primera Conferencia de la Sociedad Europea de Biomateriales (ESB) celebrada en Chester en 1987, se definió por consenso un biomaterial como [1]: Un material no vivo empleado en un dispositivo médico y concebido para interaccionar con sistemas biológicos. Los biomateriales según esa definición, eran esencialmente materiales industriales seleccionados con el criterio de que fueran capaces de cumplir ciertos requisitos de aceptabilidad biológica [2]. Sin embargo, fue en el año 1991 cuando se propone la definición vigente de la ESB [3]: "Un material diseñado para actuar interfacialmente con sistemas biológicos con el fin de evaluar, tratar, mejorar o reemplazar algún tejido, órgano o función del cuerpo". Actualmente son muchos los biomateriales que dependiendo de la función a realizar o del tejido que se deba reemplazar son diseñados, sintetizados, procesados y preparados con el único fin de poseer esa aplicación específica en el campo de la medicina. En este sentido su principal diferencia respecto a otros tipos de materiales, es su capacidad para permanecer en un entorno biológico sin perjudicarlo y sin sufrir un deterioro nocivo durante su uso. La definición más reciente de biomaterial propuesta por Williams [4] en 2009, refleja este hecho al proponer la siguiente definición: "Un Biomaterial es aquella sustancia que se ha diseñado, para adquirir una forma, que por sí misma o como parte de un sistema complejo, es empleada para dirigir, mediante el control de las interacciones con los componentes de los sistemas vivos, el curso de cualquier procedimiento diagnóstico o terapéutico, en medicina o en veterinaria. 3

19 Capítulo I La obtención y disponibilidad de materiales avanzados de diferente naturaleza es una de las causas del notable impulso experimentado por la Ciencia de Biomateriales en las últimas décadas [5]. La continua evolución y el desarrollo de nuevas generaciones de implantes ha permitido reemplazar tanto tejidos duros como blandos, ampliando el campo de aplicación a procedimientos terapéuticos y de diagnóstico, tanto en medicina como en veterinaria. El enorme abanico de posibilidades que ofrece el campo de los biomateriales a día de hoy se refleja en su capacidad de cumplir satisfactoriamente los requerimientos de sus potenciales aplicaciones [6]. En esta dirección todo biomaterial debe ser biocompatible tanto química como mecánica y medicamente, no producir toxicidad, ni reacciones alérgicas o efectos adversos, una vez implantado en el organismo [2]. Por todo esto, la obtención de un biomaterial adecuado para su implante no debe contemplar únicamente una composición apropiada de partida, sino también considerar los posibles elementos liberados por el mismo, como consecuencia de su interacción con el biosistema. Como la toxicidad de cualquier sustancia en el organismo humano es función de la concentración en la que se encuentre, la composición del biomaterial debe considerar y no obviar todos los elementos que puedan alterar la bioquímica del ser humano. La vida útil de un biomaterial es un factor decisivo a la hora de su evaluación, ya que debe permanecer en contacto con los tejidos vivos, manteniendo sus prestaciones en el tiempo. Este tiempo será diferente según sea la función a la que esté destinado, por lo que las características que ha de satisfacer un biomaterial dependen de si su utilización es provisional o definitiva. Finalmente, debe añadirse que su procesamiento sea sencillo, su fabricación reproducible y su coste competitivo, para conseguir su producción y uso a gran escala. La evolución de los biomateriales ha estado marcada por todos estos requerimientos, así entre 1960 y 1980 se demandaron fundamentalmente materiales inertes, con propiedades físicas similares al tejido receptor con el fin de reemplazar la parte o pieza dañada, y con una mínima o nula reacción sobre el tejido huésped. Estos materiales basados fundamentalmente en alúmina y circona constituyeron la primera generación de biomateriales. Durante la década de los 80 se optó por utilizar materiales capaces de provocar una reacción tisular controlada. Tal era el caso de los vidrios de base fósforo y 4

20 Introducción silicio, la hidroxiapatita y los fosfatos cálcicos, denominados materiales bioactivos y bioreabsorbibles porque inducen la regeneración ósea. Estos materiales constituyen la segunda generación de biomateriales. Hoy en día podemos hablar de biomateriales de tercera generación, diseñados con la finalidad de promover una interacción específica con el tejido a nivel celular y molecular, combinando el diseño estructural y morfológico con sus propiedades, fundamentalmente biodegradación y bioactividad. Los materiales basados en fosfato tricálcico son los materiales de referencia en este tipo de comportamiento. I.2 BIOMATERIALES EMPLEADOS EN LA REPARACIÓN Y REGENERACIÓN DEL TEJIDO ÓSEO El empleo de los biomateriales como sustitutivos óseos, a fin de mantener y mejorar la calidad de vida en una sociedad cada vez más longeva, donde el crecimiento anual de la población de edad superior a 65 años crece a una tasa anual del 2-3%, puede considerarse un éxito de las políticas de salud pública y del desarrollo socioeconómico [7]. Sin embargo, el deterioro paulatino de las propiedades de los tejidos y sus funciones asociadas, relacionadas o no con el envejecimiento, hace necesario el desarrollo y diseño de materiales especiales destinados a reparar o reemplazar dichos tejidos. Hoy en día, las enfermedades relacionadas con el sistema músculo esquelético representan una de las causas más comunes de incapacidad física afectando a cientos de millones de personas en el mundo. La actuación en este campo, reviste de una gran demanda, debido al elevado número de traumatismos ósteoarticulares y fracturas óseas, que se producen por accidentes, en la práctica deportiva o por diferentes tipos de patologías óseas, que afectan a la desmineralización del hueso como la osteoporosis y los tumores óseos. La naturaleza multidisciplinar de esta biotecnología, que obliga a complementar los conocimientos provenientes de áreas muy diferentes como la ciencia e ingeniería de materiales, la biología y la medicina, ha permitido la obtención de nuevos biomateriales, partiendo de la identificación de la necesidad de un determinado material hasta su desarrollo, fabricación, implementación o remoción en la etapa de investigación clínica [8]. 5

21 Capítulo I Finalmente reseñar que los implantes óseos con un coste de 15 billones de dólares, representaron aproximadamente unas intervenciones en Europa, en USA y en el Reino Unido [9,10] y que aproximadamente un 10% fueron implantes de cadera. El aumento de la demanda de biomateriales con aplicaciones ortopédicas asociados al incremento de la vida media de la población y de sus expectativas de mayor calidad de vida está siendo acompañada de los notables avances que ha experimentado el desarrollo de los biomateriales y las técnicas quirúrgicas, como la cirugía mínimamente invasiva, lo que está permitiendo nuevos desarrollos y aplicaciones. I.3 CLASIFICACIÓN DE LOS BIOMATERIALES En función de sus características físico-químicas, los biomateriales sintéticos que se pueden emplear como sustitutivos óseos son: metálicos, poliméricos, cerámicos y compuestos. La importancia relativa de cada uno de los materiales puede ser analizada a la luz de los trabajos presentados en el 9th World Biomaterials Congress celebrado en China en Junio del Entre ellos los trabajos que centraron su estudio en el diseño, síntesis y obtención de los biomateriales fueron aproximadamente el 53 %. De estos, los materiales poliméricos representaron casi la mitad, destacando los dedicados a los hidrogeles y polímeros bioreabsorbibles. Los trabajos sobre metales y aleaciones, sector maduro y con el desarrollo de sus aplicaciones en estado muy avanzado, representaron el 15 %. El resto de los trabajos (alrededor del 30%) correspondió a estudios de cerámicas y vidrios, centrados fundamentalmente en fosfatos cálcicos, biovidrios y otras cerámicas bioactivas o inertes. I.3.1 Metálicos Los biomateriales metálicos son los más adecuados para aplicaciones estructurales, donde se deben soportar elevadas cargas, puesto que poseen unas excelentes propiedades mecánicas, destacando su elevada resistencia y tenacidad. El principal requisito que tiene que cumplir un biometal implantable es que sea tolerado por el organismo. También es imprescindible que presente una elevada resistencia a la corrosión, en especial en un medio tan hostil como es el fisiológico. Por este motivo, 6

22 Introducción muchos de los metales empleados se inducen o se recubren con una capa fina y delgada de óxido biocompatible, denominada capa de pasivación, que al adherirse firmemente al sustrato metálico, evita su posible oxidación y por tanto el debilitamiento del implante. El efecto de la fricción entre la superficie del material y el tejido óseo, es otro factor a tener en consideración, pues provoca el desgaste paulatino del implante. Por ello, la acción sinérgica corrosión-desgaste-carga, puede conllevar al desprendimiento de la capa de pasivación y posterior liberación de los consiguientes productos de corrosión al medio, ocasionando efectos muy diversos, en la mayoría de los casos adversos. Otro problema, de índole mecánico, que afecta a la superficie articulante del implante, es la diferencia entre el modulo de Young del implante metálico y el hueso. La modificación superficial del implante con otro biomaterial mecánicamente más compatible con el hueso, es un recurso muy empleado a día de hoy, ya que la elevada rigidez del biometal puede ocasionar el movimiento relativo entre el implante y el hueso con el ulterior aflojamiento del mismo. En la actualidad se emplean como implantes metálicos, en diferentes aplicaciones, aceros inoxidables, aleaciones de cobalto y el titanio puro o en aleación, siendo las aplicaciones más relevantes las prótesis articulares, las placas de osteosíntesis, tornillos/ clavos de fijación e implantes dentales [2,5,11,12]. I.3.2 Poliméricos El empleo de componentes poliméricos en dispositivos médicos, abarcan prácticamente todas las áreas de aplicación del cuerpo humano y deben su éxito a la amplia gama de formulaciones posibles así como a la versatilidad de su diseño, dada la sencillez de procesamiento y conformado. Se pueden emplear polímeros naturales como; polisacáridos, polipéptidos y proteínas, y polímeros sintéticos como; teflón, polietileno, polipropileno, entre otros. Asimismo, en función de la acción a desempeñar y el tiempo de vida útil, existen dos grandes grupos de biopolímeros: los polímeros bioestables, si en última instancia lo que se pretende es sustituir parcial o totalmente la zona dañada y los polímeros biodegradables, en el caso de que deban permanecer únicamente un tiempo específico en el 7

23 Capítulo I organismo. El campo de aplicación de los biopolímeros, al igual que en el caso de cualquier otro tipo de biomaterial, estará condicionado fundamentalmente por sus propiedades mecánicas, térmicas y químicas y aunque presentan algunos inconvenientes, el empleo de los biomateriales poliméricos como cementos en cirugía ortopédica y odontológica, implantes biodegradables, andamiajes, membranas y barreras temporales en ingeniería tisular y en sistemas de liberación controlada de fármacos, es hoy en día prácticamente insustituible [13 16]. I.3.3 Cerámicos Los problemas detectados en los implantes de tipo metálico y polimérico, hizo que a finales de los años sesenta se planteara el uso de los materiales cerámicos en aplicaciones biomédicas, con el objetivo de mejorar la biocompatibilidad y la osteointegración de los mismos. Las biocerámicas empleadas para la reparación y regeneración del tejido óseo, constituidas por compuestos inorgánicos no metálicos y obtenidas o consolidadas a través de tratamientos térmicos a alta temperatura, pueden ser cristalinas, amorfas (vidrios) y amorfas con núcleos de cristalización (vitrocerámicas). El empleo de las biocerámicas en aplicaciones estructurales que deban soportar elevadas cargas, está limitado por su fragilidad y su limitada resistencia mecánica. Por este motivo, su uso se encuentra restringido a aquellas zonas del organismo que no requieran de elevadas prestaciones mecánicas. Tal es el caso de su aplicación en cirugía del oído medio, en el relleno de defectos óseos en cirugía bucal u ortopédica y como recubrimiento en implantes dentales y prótesis metálicas. Finalmente, una de las razones fundamentales por las cuales se emplean las biocerámicas es por la ausencia de toxicidad. La continua evolución en este campo de investigación ha permitido el desarrollo de biocerámicas avanzadas con propiedades muy mejoradas, con una excelente resistencia química, alta resistencia mecánica a compresión y al desgaste [17,18], lo que ha permitido extender considerablemente las expectativas de aplicación y su éxito clínico. Las primeras biocerámicas seleccionadas fueron aquellas que permitían reemplazar partes del esqueleto deterioradas y la razón fundamental de su utilización fue su baja reactividad. El aspecto fundamental a considerar en este punto es seleccionar un 8

24 Introducción biomaterial cerámico con mínima o nula reactividad que evite reacciones tóxicas que induzcan muerte celular en el entorno del implante como consecuencia de la migración a los fluidos corporales de productos de degradación liberados por el material. Posteriormente este planteamiento fue ampliándose pasando a seleccionar cerámicas, vidrios y vitrocerámicas capaces de inducir una cierta actividad química en el organismo, de forma que no solo sustituyeran la zona dañada sino que a su vez estimularan la regeneración de la misma. Los materiales cerámicos disponibles se pueden clasificar según sus características de comportamiento en: bioinertes, bioactivos y reabsorbibles. I Cerámicas bioinertes Las primeras biocerámicas biológicamente inactivas, prácticamente inertes, que no reaccionan apreciablemente con el medio una vez implantadas, fueron la alúmina (Al 2 O 3 ) y la circona (ZrO 2 ). En presencia de un implante de este tipo, los tejidos reaccionan dando lugar a la formación de una membrana fibrosa muy fina del orden de micras, que rodea y aísla el implante. Esta es quizás la respuesta más frecuente que presentan la mayor parte de los biomateriales implantables, no sólo cerámicos, sino también metálicos y poliméricos. Se trata de un mecanismo de protección que con el tiempo podría dar lugar a la completa encapsulación del implante en el seno de este tejido. La fuerte unión física que se produce entre el implante y el tejido, junto con el desacuerdo a nivel mecánico cerámica-hueso, provoca un fuerte desajuste elástico en la interfase con el hueso. Esto genera un distribución asimétrica de cargas entre ambos, donde el implante soporta la mayor parte de los esfuerzos. Este hecho impide que el hueso desarrolle su función mecánica habitual llevando a su debilitamiento y atrofia causando en última, instancia su fractura. Los implantes cerámicos empleados habitualmente como componentes en prótesis de unión total y en implantes dentales, están basados en materiales monofásicos de alúmina o circona. Para mejorar la fiabilidad de estos implantes cerámicos y adaptar sus propiedades a las del biosistema, las investigaciones se están dirigiendo hacia el empleo de materiales cerámicos compuestos (polifásicos), de composición y microestructura controlada [5,19]. 9

25 Capítulo I I Cerámicas bioactivas Son aquellas que una vez implantadas en el medio fisiológico, son capaces de generar una interacción química a modo de unión, entre la superficie del implante y el tejido vivo circundante. La capacidad que poseen este tipo de biocerámicas de estimular reacciones químicas en la interfase tejido-implante, permite la formación de una capa de nuevo material, que sella la interfase e impide el movimiento interfacial que se ocasiona al emplear cerámicas bioinertes. Las biocerámicas que presentan este tipo de comportamiento osteoinductivo, uniéndose al hueso directamente o a través de la formación de una capa de carbohidroxiapatita (CHA) sobre su superficie, se denominan cerámicas bioactivas. La hidroxiapatita (HAp), los biovidrios como el Bioglass del sistema Na 2 O-CaO-P 2 O 5 -SiO 2 y sus derivados con adiciones de B 2 O 3 y CaF 2 [20 22] y las vitrocerámicas basadas en apatita-wollastonita (A-W) [23], son los ejemplos más típicos. La fijación bioactiva que proporcionan este tipo de implantes amplía el campo de aplicación a la ortopedia, la odontología y la cirugía reconstructiva, con formas y características muy variadas, tales como implantes densos, porosos, sistemas particulados y recubrimientos, entre otros. El requerimiento esencial exigible a las cerámicas bioactivas es un control riguroso de su reactividad química en el sistema fisiológico, puesto que la interfase bioactiva se modifica con el tiempo. I Cerámicas reabsorbibles Las cerámicas reabsorbibles son aquellas en las que la evolución con el tiempo de la interfase bioactiva permite de forma suficientemente rápida, que el material se disuelva o reabsorba, siendo reemplazado gradualmente por nuevo tejido óseo. Este es el caso de las cerámicas biodegradables o reabsorbibles, destacando fundamentalmente el fosfato tricálcico, Ca 3 (PO 4 ) 2 (C 3 P o TCP). Así, las cerámicas reabsorbibles deben poseer una composición química que pueda ser degradada o metabolizada fácilmente por los fluidos corporales y las células óseas, interactuando activamente con el biosistema durante el proceso de reabsorción. Las cerámicas reabsorbibles basadas en TCP presentan una serie de problemas asociados fundamentalmente a la dificultad de ajustar las velocidades de reabsorción con las de sustitución por el nuevo tejido formado [24]. Sin embargo, pese a 10

26 Introducción este inconveniente se pueden considerar hoy en día como las más cercanas a las ideales, ya que permanecerían en el organismo únicamente el tiempo necesario y requerido para cumplir su función, desapareciendo gradualmente a medida que se va regenerando el nuevo tejido. Este es el principal motivo por lo que en este trabajo nos centraremos en el diseño de este tipo de biocerámicas capaces de interactuar con el tejido de acogida. I.3.4 Materiales Compuestos Todos los biomateriales previamente mencionados se pueden emplear a su vez de manera combinada, obteniendo implantes con propiedades mejoradas respecto de los materiales individuales de partida. La fijación bioactiva que proporcionan los recubrimientos cerámicos en implantes metálicos, aporta una mayor biocompatibilidad e osteointegración a la vez que se mantienen las altas prestaciones mecánicas inherentes a los materiales metálicos. Este es el ejemplo actual más extendido y aplicado de biomaterial compuesto [25 34]. En otra dirección, la asociación de partículas cerámicas dispersadas en matrices poliméricas y la elaboración de materiales compuestos cerámica-polímero, se están desarrollando en un intento de reproducir las propiedades físico-químicas del hueso humano. Este tipo de materiales compuestos proporcionan la estabilidad y el refuerzo estructural necesario, dotando al mismo tiempo al componente implantable de una mejor respuesta bioactiva en el entorno fisiológico, incrementando su biocompatibilidad y osteoconductividad [35 42]. Algunos ejemplos de biomateriales compuestos bioactivos incluyen vitrocerámicos de Apatita-Wollastonita, y de Apatita-Wollastonita reforzada con circona, Bioglass reforzado con fibras de acero inoxidable o titanio, polietileno reforzado con partículas de fosfato cálcico, y cementos óseos reforzados con fibras y partículas de fosfato cálcico. Dentro de la categoría de biomateriales compuestos bioreabsorbibles cabe destacar los polímeros basados en acido poliláctico reforzado con fibras de fosfato cálcico [43]. 11

27 Capítulo I I.4 CARACTERÍSTICAS GENERALES DEL TEJIDO ÓSEO Antes de profundizar en el estudio de los biomateriales basados en fosfatos cálcicos para su aplicación en la regeneración y reparación del tejido óseo, se considera conveniente exponer las principales características de este tipo de tejido. El componente primario del hueso es el tejido óseo. Se trata de un tejido conjuntivo especializado, compuesto por células, tejido cartilaginoso y sustancia intercelular mineralizada. Sirve de soporte de las partes blandas protegiendo a los órganos vitales. Asimismo, proporciona apoyo a los músculos del esqueleto transformando sus contracciones en movimientos útiles. El tejido óseo presenta como propiedades físicas, una alta resistencia a la tracción y compresión, cierta elasticidad y flexibilidad, además de bajo peso. Aunque está fundamentalmente compuesto por una matriz acelular, es uno de los sistemas más dinámicos del organismo. Por un lado está encargado del crecimiento y mantenimiento de la integridad de los huesos durante todas las etapas del desarrollo del cuerpo humano, salvaguardando su forma y consistencia, posibilitando su regeneración en caso de fractura [44]. Por otro lado, contribuye al almacenamiento de los elementos esenciales constituyentes del mismo como son el calcio y el fósforo. Los dientes, por otro lado, presentan características similares al hueso excepto en su capa superficial externa, denominada esmalte. El esmalte dental tiene un contenido inorgánico mucho mayor que el del hueso, hasta un 90 %, y está formado por cristales prismáticos, de mayores dimensiones, muy orientados. Las diferencias en cristalinidad y composición entre el hueso y la dentina, tejido intermedio que protege al esmalte, quedan patentes, justificando su distinto comportamiento mecánico. El esmalte se considera el material más duro y resistente del mundo biológico. Sin embargo, a diferencia del hueso, el esmalte dental de un individuo adulto no contiene células por lo que no es capaz de regenerarse y cualquier deterioro que sufra resulta irreversible [44]. 12

28 Introducción I.4.1 Composición El hueso está compuesto por una matriz ósea que es la responsable de las propiedades biomecánicas del tejido óseo. La matriz ósea está constituida fundamentalmente por un componente inorgánico (alrededor del 70 % en peso), un componente orgánico (25 % en peso) y agua. I Componente inorgánico Está compuesto fundamentalmente por fosfato cálcico de baja cristalinidad, en forma de pequeños cristales similares a la hidroxiapatita mineral, de nm de espesor, 20 nm de anchura y nm de longitud [45]. Los cristales de hidroxiapatita, orientados paralelamente a las fibras de colágeno, actúan reforzando la matriz ósea, ya que son nucleados en cavidades regularmente espaciadas entre estas moléculas, a través de un proceso de biomineralización en el que están involucradas más de 200 proteínas [44]. La hidroxiapatita de los huesos, o apatita carbonatada, no es estequiométrica, ya que contiene una serie de impurezas como iones carbonato (CO 2-3 ), y silicato SiO 2-4 sustituyendo a los grupos fosfato y a los iones fluoruro (F - ), cloruro (Cl - ), sustituyendo a los grupos hidroxilo. A nivel minoritario y de trazas presenta sustituciones de los iones Ca 2+ por iones Na +, K +, Mg 2+ y Zn 2+, Sr 2+, Pb 2+, Ba 2+, respectivamente, alterando en cierta medida las propiedades físico-químicas de los cristales, en particular su solubilidad dependiente de la relación Ca/P. I Componente orgánico En su mayor parte está conformado por colágeno de tipo I. Estas moléculas proteicas forman fibras de ~20-40 nm de diámetro y 300 µm de longitud. Las moléculas de colágeno se encuentran enlazadas, formando cadenas lineales dispuestas en fibras, íntimamente entremezcladas con la fase mineral, y rodeadas por la sustancia fundamental, que sirve como soporte para distintas funciones celulares. El componente orgánico aporta flexibilidad y tenacidad al hueso. 13

29 Capítulo I I.4.2 Estructura del tejido óseo Los huesos se pueden clasificar según su forma en cortos, largos, planos e irregulares. Además, el tejido óseo se clasifica según el grado de madurez en fibrilar y laminar. El hueso fibrilar se considera hueso inmaduro y se encuentra en los recién nacidos y en los cayos que se forman durante el período de soldadura tras una fractura. El hueso laminar se encuentra en el tejido óseo ya maduro. De acuerdo con su organización a nivel macroscópico se reconocen asimismo zonas estructurales con diferente densidad y disposición de tejido óseo, el compacto o cortical y el esponjoso o trabecular, figura I.1. I Hueso compacto o cortical Rodea el perímetro del hueso constituyendo ~80 % del volumen total. Las unidades funcionales estructurales del hueso compacto son las osteonas. Cada osteona se compone de capas concéntricas, o láminas de tejido óseo mineralizado, en cuyo interior se ubican las lagunas con los osteocitos. Desde cada una, se irradian canalículos ramificados que las comunican y permiten la nutrición de los osteocitos. Todo este entramado se encuentra dispuesto alrededor de un canal central, el canal de Havers que contiene los nervios del hueso y los vasos sanguíneos que se disponen paralelos al eje longitudinal del hueso. Los conductos de Volkmann, aunque dispuestos de forma transversal, tienen el mismo diámetro que los canales de Harvers, y permiten la circulación sanguínea en sentido radial. I Hueso esponjoso o trabecular El hueso esponjoso es menos denso que el hueso compacto, con una porosidad interconectada entre un %, lo que representa alrededor del 20 % en volumen total del hueso y no contiene osteonas. En este caso las láminas de tejido óseo mineralizado están dispuestas de manera irregular formando placas denominadas trabéculas, orientadas de manera paralela a las líneas de fuerza. Estas placas forman una estructura esponjosa formando cavidades irregulares en cuyo interior se encuentran los osteocitos y la médula ósea. En este caso los canalículos se encargan de conectar las cavidades adyacentes, en lugar de los canales de Harvers, por lo que los vasos sanguíneos penetran directamente en el hueso esponjoso y permiten el intercambio de nutrientes con los osteocitos. 14

30 Introducción HUESO COMPACTO HUESO ESPONJOSO Osteóna Osteona Canal de Havers Osteocito Trabéculas Periostio Cavidades Vasculares Canal de Havers Vasos Sanguíneos Canal de Volkman Figura I.1 Anatomía y fisiología del hueso humano. I.4.3 Propiedades mecánicas del tejido óseo El sistema esquelético confiere al cuerpo humano una estructura que por un lado es rígida, lo que le permite mantener su forma, y por otro está articulada, facilitando los movimientos. Asimismo sirve de anclaje al sistema muscular permitiendo que este realice su función. Las propiedades mecánicas del tejido óseo son poco usuales, pues es capaz de soportar su propio peso y resistir fuerzas puntualmente elevadas. La rigidez, resistencia y dureza están relacionadas con su contenido mineral y están principalmente condicionadas por su porosidad, que dependerá en el caso del hueso compacto de los canales de Harvers y Volkman, mientras que en el hueso esponjoso, de los espacios intertrabeculares. Mientras que el hueso compacto debe soportar fuerzas de compresión, tracción y cizalladura, el hueso esponjoso trabaja fundamentalmente a compresión [46]. Teniendo en cuenta la fuerte anisotropía de la microestructura del hueso compacto, tanto la resistencia mecánica como el modulo elástico, dependerán de la dirección de aplicación de la carga. 15

31 Capítulo I En este sentido, presentan mejores propiedades mecánicas a lo largo de su eje longitudinal que a lo largo del transversal. En el caso del hueso esponjoso las propiedades mecánicas dependerán por un lado de su densidad aparente. La densidad del hueso compacto es de ~1.8 g/cm 3 frente a la del hueso poroso que oscila entre g/cm 3, mientras que las trabéculas del hueso esponjoso tienen una densidad que varía en torno a g/cm 3. Las propiedades del hueso esponjoso también dependerán de otros factores como la disposición de las trabéculas individuales, la edad del individuo y la aplicación de la carga, entre otros. En este sentido únicamente se podrán aportar valores medios de su resistencia mecánica y del módulo elástico. El modulo de Young, la resistencia a la tracción y a la compresión tanto en la dirección longitudinal como transversal del hueso compacto, así como los valores medios de la resistencia mecánica y el módulo elástico del hueso esponjoso, se resumen en la tabla I.1. Tabla I.1 Propiedades mecánicas del hueso compacto y esponjoso [47 51]. Características mecánicas Hueso Compacto Hueso Esponjoso Longitudinal Transversal Promedio Resistencia a tracción (MPa) Resistencia a compresión (MPa) Módulo de elasticidad (GPa) Resistencia mecánica (MPa) I.4.4 Remodelación ósea El proceso de formación del hueso se inicia por la acción de los osteoblastos, células especiales que sintetizan y segregan la matriz de colágeno en forma de una sustancia gelatinosa, osteoide, que posteriormente se mineraliza por precipitación controlada de fosfato cálcico. Los osteoblastos quedan atrapados en el interior de la fase mineral evolucionando a osteocitos, que mantienen de forma constante la acción formadora de hueso. Por otra parte, otro tipo de células los osteoclastos, catabolizan el hueso 16

32 Introducción destruyéndolo. Este proceso dinámico de formación y destrucción del hueso permite su crecimiento durante la época de desarrollo del organismo, manteniendo su forma y consistencia regenerándolo cuando se produce una fractura [44]. Asimismo, este mecanismo contribuye al almacenamiento y trasporte de elementos esenciales, como son el calcio y el fosforo, constituyentes fundamentales del hueso humano. I.5 BIOCERAMICAS BASADAS EN FOSFATOS CÁLCICOS Las biocerámicas basadas en fosfatos cálcicos se empezaron a emplear en el campo de la medicina ya en 1890 con la intención de estimular la restauración ósea. Sin embargo, no fue hasta 1920 cuando Albee et al. [52] obtuvieron resultados favorables en los que se demostraba la capacidad osteoconductiva de un fosfato cálcico en particular, el fosfato tricálcico (C 3 P o TCP). Aun así, el verdadero impulso de los materiales basados en fosfatos cálcicos tuvo lugar más adelante, en los años setenta y ochenta, cuando se descubrió la capacidad de guiar la formación de nuevo hueso a partir de la unión superficial directa material-hueso, en uno de los fosfatos cálcicos por excelencia, la hidroxiapatita y en un vidrio que contiene Ca y P en su composición, al que se denominó Bioglass [53 58]. Las biocerámicas basadas en fosfatos cálcicos con aplicaciones clínicas constituyeron desde ese momento, un campo muy interesante de investigación para el desarrollo y producción de implantes biocerámicos, empleándose en la actualidad en prácticamente todas las áreas del sistema esquelético como la fusión espinal, reconstrucción maxilofacial, tratamiento de defectos y fracturas en el hueso, prótesis de cadera y en cirugía de revisión [59]. Sin embargo, de todos los fosfatos cálcicos englobados en el sistema ternario CaO-P 2 O 5 -H 2 O [60], figura I.2, sólo algunos pueden ser empleados como materiales de sustitución ósea, siendo los factores limitantes la solubilidad y acidez en los fluidos corporales. 17

33 Capítulo I Figura I.2 Diagrama de equilibrio de fases del sistema CaO-P 2 O 5 -H 2 O en condiciones de presión parcial de vapor de agua 500 mm Hg (~66 kpa) según Riboud [60]. Existe una familia de fosfatos cálcicos cuya composición y características físicoquímicas dependen de la proporción de iones Ca y P en su estructura y que generalmente son candidatos para su uso como biomateriales. Estos son los ortofosfatos de calcio, es decir, aquellos compuestos que contienen grupos PO 3-4. En la tabla I.2, se recogen las principales formulaciones de ortofosfatos de calcio. Dependiendo del método de preparación estos compuestos se pueden clasificar en fosfatos cálcicos de baja temperatura, obtenidos por vía química mediante solución-precipitación y en fosfatos cálcicos de alta temperatura, preparados a partir de tratamientos térmicos a temperaturas elevadas temperaturas. Todos ellos son potencialmente aplicables, por presentar una elevada biocompatibilidad, que se debe fundamentalmente a que su composición es muy similar a la del componente mineral del hueso. Presentan además propiedades biológicas adaptadas a su aplicación cuando se requiere el empleo de un material bioactivo o bioreabsorbible [61]. 18

34 Introducción Tabla I.2 Principales formulaciones de ortofosfatos de calcio obtenidos por vía química mediante solución-precipitación (o de baja temperatura) y por tratamientos térmicos a elevadas temperaturas (o de alta temperatura) [62]. Nombre Abreviatura Fórmula Química Ca/P Obtención Fosfato Tetracálcico TTCP Ca 4 O(PO 4 ) Alta T Hidroxiapatita HAp Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) Alta/Baja T Hidroxiapatita deficiente en calcio Fosfato de calcio amorfo CDHA Ca 10-x (HPO 4 ) x (PO 4 ) 6-x Baja T ACP Ca 3 (PO 4 ) 2 nh 2 O Baja T α-fosfato tricálcico α-tcp α-ca 3 (PO 4 ) Alta T β-fosfato tricálcico β-tcp β-ca 3 (PO 4 ) Alta T Fosfato octacálcico OCP Ca 8 (HPO 4 ) 2 (PO 4 ) 4 5H 2 O 1.33 Baja T Fosfato dicálcico anhidro (Monetita) Fosfato dicálcico dihidratado (Monetita) Fosfato monocálcico anhidro Fosfato monocálcico monohidratado DCPA CaHPO Baja T DCPD CaHPO 4 2H 2 O 1.00 Baja T MCPA Ca(H 2 PO 4 ) Baja T MCPM Ca(H 2 PO 4 ) 2 H 2 O 0.50 Baja T Como ya se ha mencionado, una característica de los ortofosfatos cálcicos que condiciona y limita su comportamiento in vivo, es la mayor o menor solubilidad y acidez que presentan en el ámbito de los fluidos corporales. Sin embargo, es posible predecir este comportamiento, atendiendo a la estrecha dependencia que existe entre la composición química (relación Ca/P) y la acidez y solubilidad en medio acuoso. Por ello, la selección de 19