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CAPÍTULO II 
 
 
 
 MARCO TEÓRICO 
 
 
 
 En el presente capítulo se realiza una síntesis conceptual de 
investigaciones, trabajos realizados sobre el problema de estudio y teorías 
sobre las cuales se apoya la propuesta, con el fin de realizar una revisión 
documental y proponer una alternativa factible, con apoyo en publicaciones, 
artículos, proyectos de investigación, entre otros. 
 
 
 
1. ANTECEDENTES 
 
 
 
 La European Society for Biomaterials, creada en 1968, definió un implante 
como “un dispositivo médico elaborado por uno o más biomateriales, que se 
coloca de manera intencionada dentro del cuerpo, recubierto de manera total 
o parcial bajo la superficie epitelial”. 
 Los metales empezaron a emplearse como biomateriales en el siglo XVI, 
(Marchetti E, 2010). Fue Petronius, en el año 1565, quien diseñó una lámina 
de oro para corregir una hendidura de paladar. En 1775, Lapeyode y Sicre 
utilizaron un alambre para reparar una fractura ósea. En 1840, Langenbeck 
introdujo un clavo en una fractura de cadera. 
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 Hasta el siglo XVIII, los implantes quirúrgicos usados estaban fabricados 
en plata y oro, por considerar que tenían propiedades antisépticas para 
prevenir las infecciones. A partir de esa época, se empezó a emplear el 
acero, y ya en el siglo XX, el acero inoxidable y las aleaciones de metales 
como cromo-cobalto-molibdeno. Hacia mediados del siglo XX se introdujo el 
titanio y sus aleaciones para los materiales quirúrgicos en patología 
osteoarticular. 
 El descubridor del titanio fue Willian Gregor, (1791), asignándosele el 
número 22 de la tabla periódica de elementos y siendo el noveno elemento 
en abundancia de la corteza terrestre. Su nombre, que proviene de los 
Titanes, hijo de Urano y Gea (mitología griega), se debe al químico Martín 
Heinrich Kalprotz. Matthew. El primero que obtuvo titanio puro calentando 
tetracloruro de titanio con sodio a 800°C fue A. Hunter, (J.A, 2006). 
 En el año 1953, Scales determinó las principales propiedades que debe 
tener un implante que por orden de importancia son: la conservación de sus 
características físicas en el interior del organismo, el diseño apropiado y la 
garantía de resistencia mecánica y ser biológicamente inerte, no cancerígeno 
y estéril. Según la clasificación de la ASTM, las aleaciones de titanio 
utilizadas en biomedicina son de grado 5 y 9 por tratarse de aleaciones muy 
resistentes a la corrosión y una resistencia mecánica de grado medio. El 
titanio grado 5 es el Ti6Al4V por tener asociado en su composición un 6% de 
aluminio y un 4% de vanadio. 
 En las diferentes investigaciones que se han realizado empleando 
recubrimientos con materiales cerámicos sobre materiales metálicos como 
sustratos, se evidencia poca precipitación y adsorción de iones calcio en la 
superficie, impidiendo promover el crecimiento de colonias de apatitas, sin 
garantizar la bioactividad de estos materiales cerámicos. 
Un ejemplo de esto ha sido el uso del acero inoxidable 316L como sustrato, 
que presenta buenas propiedades mecánicas como resistencia, tenacidad, 
respecto a otros materiales como los polímeros y los cerámicos, 
 
 
 
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empleándose para aplicaciones estructurales como las prótesis articulares, 
placas de osteosíntesis, tornillos de fijación o implantes dentales, entre otras, 
sin embargo este material no presentaba completa resistencia a la corrosión, 
y se produjo una liberación de iones cromo a los tejidos circundantes que 
provocaron cáncer en muchas personas a las que les fue implantados estos 
biomateriales. 
 El Ti6Al4V como sustrato es la aleación metálica de mayor uso para 
prótesis articulares, mejorándose sus propiedades tribológicas por medio de 
diferentes procesos de endurecimiento, y presentando excelentes 
propiedades mecánicas, relación densidad- peso similar al del hueso, 
biocompatibilidad y la facilidad de modificar sus propiedades mediante 
tratamientos térmicos, sin embargo debido a su inercia química, hace de esta 
aleación, un material bioinerte, por esta razón, debe desarrollarse diversas 
alternativas tales como tratamientos químicos, procesos de oxidación, 
obtención de nanotubos y el uso de recubrimientos cerámicos que garanticen 
la proliferaciones de apatitas y la aceptación por parte del cuerpo humano, 
garantizando un tiempo de vida considerable. 
 Los materiales metálicos presentan buenas propiedades mecánicas 
(resistencia, tenacidad), respecto a otros materiales como los polímeros y 
cerámicos. Esto hace que sean los materiales más adecuados para ciertas 
aplicaciones estructurales, como las prótesis articulares, implantes dentales, 
tornillos de fijación, entre otras. 
 No todos los materiales metálicos son aceptados biológicamente por parte 
de los tejidos que están en contacto con ellos, deben presentar una buena 
resistencia a la corrosión, ya que si se produce oxidación del metal por el 
ambiente hostil del cuerpo humano, además de que el implante se debilita, 
se produce una liberación de productos de corrosión a los tejidos 
circundantes que producen efectos deseables. 
 
 
 
 
 
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Según (Gil, Ginebra, & Planell, Metales y aleaciones para sustitución de 
tejidos duros., 1999), los metales y aleaciones que cumplen con los 
requisitos anteriormente mencionados y que son los más empleados en 
implantes biomédicos, se muestran en la tabla 1. 
 El dióxido de Titanio, TiO2, es un óxido metálico de transición que forma 
diferentes polimorfos: rutilo, anatasa y brookita según (Dufo, 2011), pero 
desde el punto de vista biológico, es conveniente señalar que, de acuerdo 
con Uchida (2003), se sospecha que la nucleación de una capa de apatita 
sobre el óxido de titanio depende mucho de la orientación cristalográfica de 
los planos de la apatita y del óxido de titanio, y se favorecería más en la 
anatasa que en el rutilo, de acuerdo a lo indicado por (Pacheco, Rico, Díaz, 
& Espitia). 
 
 
Tabla 1 
 Metales y aleaciones implantables 
MATERIAL COMPOSICIÓN CONDICIÒN 
Acero Inoxidable 
Austenítico AISI 316, AISI 
316 LMV 
Fe-18Cr-14Ni-3Mo 
Fe-21Cr-9Ni-4Mn-3Mo-Nb-N 
Forjado 
Forjado 
Aleaciones Cromo-Cobalto Co-28Cr-6Mo 
Co-28Cr-6Mo 
Co-28Cr-6Mo 
Co-35Ni-20Cr-10Mo 
Colado 
Forjado 
Pulvimetalurgia 
Forjado 
Titanio comercialmente 
puro 
Ti (>99,9) Forjado 
Aleaciones de Titanio Ti-6Al-4V 
Ti-3Al-2,5V 
Ti-6Al-7Nb 
Forjado 
Forjado 
Forjado 
Fuente: F.J.GIL, M.P. GINEBRA, J.A. PLANELL. Metales y aleaciones para 
la sustitución de tejidos duros. Biomecánica, VII, 13 (73-78), 1999. [1] 
 
 
 
 
 
 
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 Mientras el titanio comercialmente puro tiene su aplicación principalmente 
en implantes dentales, el resto de aleaciones suelen utilizarse para prótesis 
articulares, debido a sus mejores propiedades mecánicas. En estas prótesis 
en muchas ocasiones las aleaciones metálicas se combinan con otro tipo de 
materiales, poliméricos o cerámicos; como es el caso de las prótesis de 
cadera o rodilla. 
 En la Tabla 2 se describen algunos casos de prótesis de cadera en los 
cuales se combinan diferentes tipos de biomateriales, según (Gil, Ginebra, & 
Planell, Metales y aleaciones para sustitución de tejidos duros., 1999). 
 
 
 
Figura 3. Formación de óxidos en la aleación de Ti6Al4V y adhesión de apatitas en 
la superficie. 
Fuente: Elaboración propia (2013) 
 
 
 
 
 
 
 
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Tabla 2 
Combinación de diferentes tipos de materiales implantados en algunas 
prótesis de cadera. 
 DISEÑO VÁSTAGO BOLA ACETÁBULO 
McKee-Farrar CoCrMo Colado CoCrMo Colado CoCrMo Colado 
Charnley FeCrNiMo 
Forjado 
FeCrNiMo 
Forjado 
Polímero 
STH (Sarmiento) Ti6Al4V Forjado Ti6Al4V Forjado Polímero 
Lord CoCrMo Colado Al2O3 sinterizado Polímero 
Mueller-Weber-
Weber-Stuehmer 
CoNiCrMo 
Forjado 
Al2O3 sinterizado Polímero 
Boutin Ti6Al4V Forjado Al2O3 sinterizado Al2O3 sinterizado 
MittelmeierCoCrMo Colado 
Harris CoCrMo Forjado 
Stanmore Ti6Al4V Forjado 
Fuente: F.J.GIL, M.P. GINEBRA, J.A. PLANELL. Metales y aleaciones para 
la sustitución de tejidos duros. Biomecánica, VII, 13 (73-78), 1999. 
 
 
 (Gil, Ginebra, & Planell, Metales y aleaciones para sustitución de tejidos 
duros., 1999), el titanio comercialmente puro (cp) se presenta en 4 tipos o 
grados normalizados para implantes quirúrgicos dependiendo del contenido 
de elementos intersticiales. Dicho contenido de elementos intersticiales 
controla las propiedades mecánicas del material. A mayor cantidad de 
intersticiales el grado aumenta, es decir el grado 1 es el más puro y el grado 
4 el que contiene mayor cantidad de impurezas y el que presenta valores 
más altos de resistencia mecánica, como puede apreciarse en las Tablas 3 y 
4. 
Tabla 3 
Composiciones químicas de los diferentes grados de titanio cp. 
Elemento Grado 1 Grado 2 Grado 3 Grado 4 
Nitrógeno Máx. 0.03 0.03 0.05 0.05 
Carbono Máx. 0.10 0.10 0.10 0.10 
Hidrógeno Máx. 0.0125 0.0125 0.0125 0.0125 
Hierro Máx. 0.2 0.30 0.30 0.50 
Oxígeno Máx. 0.18 0.25 0.35 0.40 
Titanio Máx. Balance Balance Balance balance 
Fuente: F.J.GIL, M.P. GINEBRA, J.A. PLANELL. Metales y aleaciones para 
la sustitución de tejidos duros. Biomecánica, VII, 13 (73-78), 1999. 
 
 
 
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Tabla 4 
 Propiedades mecánicas de los diferentes grados del titanio cp. 
Grado Resistencia 
máxima 
(MPa) 
Límite 
elástico 
0.2% (MPa) 
Alargamiento 
(%) 
Reducción de 
área (%) 
1 240 170 24 30 
2 345 275 20 30 
3 450 380 18 30 
4 550 483 15 25 
Fuente: F.J.GIL, M.P. GINEBRA, J.A. PLANELL. Metales y aleaciones para 
la sustitución de tejidos duros. Biomecánica, VII, 13 (73-78), 1999. 
 
 
 
 Según (Universitat Politécnica de Valencia, 2016), los metales y sus 
aleaciones poseen propiedades de gran interés para la ingeniería, con un 
gran número de aplicaciones como materiales estructurales, resistentes a la 
oxidación, resistencia a altas y bajas temperaturas, resistencia a la fatiga y 
elevada tenacidad sobre las propiedades que han promovido el desarrollo de 
los metales y la optimización de sus propiedades, mejorando la calidad de 
vida de las personas. 
 Más de cincuenta millones de personas en todo el mundo tienen 
implantado algún tipo de prótesis y es un hecho conocido por la sociedad la 
utilidad y necesidad de todo tipo de implantes, siendo normal que en pocos 
años, la mayoría de las personas empleen estos implantes, según sus 
necesidades. Para la aplicación de los biomateriales en seres vivos, se 
requiere la colaboración de expertos de diferentes áreas y mayores avances 
científicos, logrando de esta forma aumentar el tiempo de vida, según (Vallet, 
2016). 
 
 
 
 
 
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 (Garzón, Aguirre, & Olaya, Biocompatibilty of coatings: survay paper., 
2013), hasta el siglo XVIII los materiales empleados en implantes biomédicos 
eran principalmente la plata y el oro, sin embargo después del siglo XIX 
empezó a emplearse los aceros, utilizándose los aceros inoxidables, las 
aleaciones de cromo, cobalto y molibdeno, siendo en la década de los años 
40, cuando se introdujo el titanio y sus aleaciones en el campo de la 
medicina. Fueron Bothe, Beaton y Davenport los que mediante la 
implantación en animales, observaron su excelente biocompatibilidad, 
comparable a la del acero inoxidable o a la del Vitallium (CoCrMo), 
reconociendo sus propiedades mecánicas, su resistencia a la corrosión, 
factor importante para una buena aceptación por parte del organismo y su 
gran similitud al hueso humano, aumentando su biocompatibilidad. 
 Una de las características esenciales que se exigen a los biomateriales es 
su biocompatibilidad, entendida como “la cualidad de no inducir efectos 
tóxicos o dañinos sobre sistemas biológicos, desencadenando una respuesta 
apropiada por parte del receptor y con un fin específico”. 
Según, (Serrano López, 2011) un biomaterial puede estar constituido por tres 
componentes principales, un soporte material, un componente celular y 
aditivos activos que regulen o induzcan la respuesta celular deseada en el 
lugar de implante. Este a su vez debe tener ciertas propiedades como son 
biocompatibilidad, biodegradabilidad, no tóxico, resistencia a la corrosión, 
relación densidad-peso similar a la del hueso, capacidad regeneradora, por 
esta razón, para lograr esto, es indispensable la buena selección de los 
materiales, tanto del sustrato que servirá como soporte, como del cerámico 
que ayudará en el proliferación de apatitas y el crecimiento celular. 
 Diferentes investigadores como Copete, López, Vargas, Echavarría y Ríos 
(2012), que estudiaron el comportamiento in vitro de recubrimientos de 
hidroxiapatita depositados mediante proyección térmica por combustión 
oxiacetilénica sobre un sustrato de Ti6Al4V, cuyos recubrimientos de 
hidroxiapatita sintética producida por precipitación y calcinación a 850ºC 
 
 
 
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fueron depositadas sobre sustratos de Ti6Al4V mediante proyección térmica 
por combustión. Las fases presentes en el material sintetizado y en los 
recubrimientos elaborados fueron determinadas mediante Difracción de 
Rayos X. 
 Los recubrimientos fueron evaluados en condiciones in vitro con fluido 
fisiológico a 37 °C que simula el plasma humano, por periodos de 3, 7, 15 y 
30 días. La superficie de los recubrimientos fue caracterizada antes y 
después de los ensayos in vitro mediante Microscopía Electrónica de Barrido 
y por Barrido de Energía Dispersiva. La concentración de iones de fosfato y 
de calcio en el fluido fisiológico fue determinada mediante 
espectrofotometría. Los resultados de las pruebas in vitro sugieren la acción 
de dos mecanismos: disolución del recubrimiento en el fluido fisiológico y 
posterior precipitación de cristales de calcio y fósforo sobre la superficie de la 
capa de Hidroxiapatita. (Copete, López, Vargas, Echavarría, & Ríos, 2013). 
 La investigación se realizó a través de investigación de campo, 
experimental y por documentación, de carácter no aplicado, donde se 
realizaron diferentes pruebas electroquímicas para evaluar la reactividad y el 
comportamiento biológico. Esta investigación se realizó con el fin de evaluar 
el comportamiento de los recubrimientos de hidroxiapatita que fueron 
depositados mediante proyección térmica por combustión oxiacetilénica 
sobre el Ti6Al4V, determinando su bioactividad. 
 García (2013), que estudió la relación que existe entre la rugosidad y la 
bioactividad de la aleación Ti6Al4V, realizando un tratamiento superficial de 
pulido mecánico son Sandblasting, paño, papel abrasivo #240 y #600 y una 
caracterización morfológica y topográfica por medio de Microscopía de 
Fuerza Atómica (AFM). 
 Las muestras fueron sometidas a un proceso de anodizado en una 
solución de ácido fosfórico (H3PO4) 1M y por medio de Espectroscopia de 
Impedancia Electroquímica (EIS) se determinó que muestras presentaron 
mayor resistencia a la corrosión y una capa de óxido más densa y 
 
 
 
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homogénea. Se evaluó la bioactividad de las películas de óxido por medio de 
una inmersión en un fluido corporal simulado (SBF). 
 La investigación se realizó a través de investigación de campo, 
experimental y por documentación, de carácter no aplicado, donde se 
realizaron diferentes pruebas electroquímicas para evaluar la reactividad y el 
comportamiento biológico. Esta investigación se realizó con el fin de 
identificar cuál es la mejor rugosidad sobre el sustrato y el mejor anodizado, 
que incida en una mayor resistencia a la corrosión y mayor bioactividad. 
(García, 2013). 
 Blanco y Carvajal (2013), estudiaron como generar superficies con mayor 
reacción biológica sobre el sustrato Ti6Al4V con el fin de controlar las 
propiedades fisicoquímicas de los implantes biomédicos, desarrollando una 
modificación superficial mediante litografíaláser. La oxidación de la 
superficie se obtuvo mediante un proceso de anodizado donde se evidenció 
su influencia sobre la morfología. Mediante la inmersión en una solución de 
NaOH se formó una capa estable de titanato de sodio deshidratado y 
densificado, el cual presentó un bajo grado de cristalinidad en los análisis 
DRX. Se realizó un patronamiento mediante la incidencia de un láser de baja 
intensidad, caracterizando el tamaño de los patrones, se estudió la 
resistencia de las películas, así como la capacidad de adsorción de iones 
calcio por medio de la técnica de Espectroscopia de Impedancia 
Electroquímica. 
 El carácter bioactivo se evaluó mediante la inmersión en un fluido 
fisiológico simulado (SBF). La investigación se realizó a través de 
investigación de campo y por documentación, de carácter no aplicado, donde 
se realizaron diferentes pruebas electroquímicas para evaluar la reactividad y 
el comportamiento biológico. 
 La investigación se realizó a través de investigación de campo, 
experimental y por documentación, de carácter no aplicado, donde se 
 
 
 
20
realizaron diferentes pruebas electroquímicas para evaluar la reactividad y el 
comportamiento biológico. 
 Esta investigación se realizó para identificar si el uso del titanato de sodio 
como cerámico con el tratamiento térmico fue efectivo y si el patronamiento 
por litografía láser sirvió para el crecimiento de colonias de apatitas, con 
mayor bioactividad. (Blanco Vera, Carvajal Rey, Peña Ballesteros, Vasquez 
Quintero, & Estupiñán, 2013). 
 Daza y Quintero (2013), estudiaron el comportamiento bioactivo sobre 
recubrimientos de hidroxiapatita patronadas por ablación láser, para el 
desarrollo del proyecto se utilizaron sustratos de la aleación Ti6Al4V 
sumergidas en solución de NaOH 10M a 60ºC durante 24 horas y posterior 
calentamiento a 450ºC, luego se prepararon los recubrimientos de 
hidroxiapatita utilizando como precursores el nitrato de calcio tetrahidratado y 
el trietil fosfito por el método sol-gel y la técnica dip-coating, y se trataron 
térmicamente a 400, 500 y 600ºC, posteriormente se realizó un 
patronamiento por medio de litografía láser, se evaluó mediante procesos 
electroquímicos y se evaluó su comportamiento biológico mediante la 
inmersión en un fluido simulado SBF, para observar los fenómenos de 
disolución y precipitación de este ion. 
 La investigación se realizó a través de investigación de campo, 
experimental y por documentación, de carácter no aplicado, donde se 
realizaron diferentes pruebas electroquímicas para evaluar la reactividad y el 
comportamiento biológico. 
 Esta investigación se realizó para identificar que tratamiento térmico fue el 
más adecuado en el tipo de recubrimiento empleado y si la litografía láser fue 
exitosa para la generación de sitios activos para la generación de 
hidroxiapatita y mayor biocompatibilidad. (Daza Cuadros, Quintero, Peña 
Ballesteros, Vasquez Quintero, & Estupiñán, 2013). 
 
 
 
 
21
 Quintero (2013) investigó cómo obtener y evaluar superficies de 
policaprolactona-quitosano patronadas por ablación láser, empleando la 
aleación Ti6Al4V, empleando mezclas poliméricas y conformadas mediante 
Dip Coating. Se realizó un tratamiento superficial alcalino, con inmersión en 
una solución de NaOH por 24 horas y calcinación del titanato de sodio 
formado, luego se caracterizó la morfología mediante SEM y EDS. Se obtuvo 
las soluciones poliméricas mediante la inmersión y extracción de las 
muestras en las soluciones, que fueron posteriormente secadas en estufa a 
50ºC y caracterizadas por SEM y espectroscopia infrarroja. 
 La investigación se realizó a través de investigación de campo, 
experimental y por documentación, de carácter no aplicado, donde se 
realizaron diferentes pruebas electroquímicas para evaluar la reactividad y el 
comportamiento biológico. 
 Esta investigación se realizó para obtener y evaluar superficies de 
policaprolactona-quitosano patronadas por ablación láser y evaluar la 
capacidad de formación de fosfato de calcio de superficies patronadas de 
policaprolactona-quitosano. (Quintero Jaime, Vasquez Quintero, Peña 
Ballesteros, & Estupiñán, 2013). 
 Barriuso (2014) investigó el efecto en la microestructura, las propiedades 
mecánicas y la liberación de iones, al modificar superficialmente los 
biomateriales metálicos (316 LMV y Ti6Al4V), con el propósito de estudiar el 
efecto de las modificaciones superficiales en la topografía y la 
microestructura sub-superficial mediante técnicas convencionales, evaluar 
los cambios microestructurales experimentados durante los procesados 
mediante técnicas no destructivas de poder termoeléctrico, correlacionar los 
cambios microestructurales con las variaciones en deformación plástica, 
dureza y resistencia a la fatiga y estudiar el comportamiento frente a la 
liberación de iones in vitro en un medio fisiológico simulado SBF. 
 
 
 
 
 
22
 
 La investigación se realizó a través de investigación de campo, 
experimental y por documentación, de carácter no aplicado, buscando 
observar el cambio microestructural y los efectos logrados al someter los 
materiales 316 LVM y Ti6Al4V a diferentes superficies rugosas. 
 Esta investigación se realizó con el objetivo de profundizar en el 
conocimiento de los efectos inducidos por dichos tratamientos, estudiar las 
ventajas de tratamientos térmicos adicionales y analizar el potencial de 
técnicas avanzadas mediante procesado con agua a alta presión y “láser 
peening”, orientadas a aumentar la rugosidad, sin comprometer la 
biofuncionalidad y la liberación de iones de los biomateriales tratados. 
(Barriuso Gomez, 2014). 
 Mórelo (2015) investigó la formación de hidroxiapatita sobre la aleación 
Ti6Al4V recubierta con quitosano/biovidrio en un ambiente de fluido corporal 
simulado, con el propósito de conocer su comportamiento electroquímico y 
bioactivo. Se desarrollaron recubrimientos quitosano/biovidrio por la técnica 
Dip-Coating sobre Ti6Al4V consistentes en tres capas de quitosano, 
culminando con un depósito de biovidrio sintetizado por el método de sol-gel 
sobre la superficie de quitosano, los diferentes recubrimientos fueron 
tratados a las temperaturas de 60ºC, 150ºC, 400ºC y 700ºC. El 
comportamiento bioactivo fue caracterizado mediante las técnicas de 
difracción de rayos X y análisis EDS acoplado a FESEM. 
 La investigación se realizó a través de investigación de campo, 
experimental y por documentación, de carácter no aplicado, donde se 
realizaron diferentes pruebas electroquímicas para evaluar la reactividad y el 
comportamiento biológico. Esta investigación se realizó para identificar si el 
recubrimiento quitosano/biovidrio por la técnica de Dip-Coating fue adecuada 
para obtener hidroxiapatita y un carácter bioactivo. (Morelo H, 2015). 
 
 
 
 
23
 Cabe mencionar que todos estos proyectos de investigación cuyas 
pruebas fueron realizadas a nivel laboratorio, presentaron muy buenos 
resultados en relación al crecimiento de apatitas y buena respuesta frente al 
fluido corporal simulado (SBF), sin embargo, es necesario ensayarlo por 
intervalo de días mayor de 30 días y ensayarlo con cultivos celulares. 
 Múltiples investigaciones han contribuido al avance y al descubrimiento 
de nuevos materiales cerámicos, metálicos, poliméricos y materiales 
compuestos, que cumplan con factores decisivos a la hora de evaluarlos 
como son su biocompatibilidad, duración, que no reaccionen negativamente 
con el medio, resistencia al desgaste y a la corrosión, según (Curso de 
fundamentos de ciencia de materiales) 
 Los materiales altamente empleados y que son de estudio constante son 
los materiales cerámicos, que son materiales muy parecidos al componente 
mineral del hueso y que presentan baja reactividad química, alta 
biocompatibilidad, yelevada oseointegraciòn, sin embargo por su fragilidad, 
requiere la ayuda de un sustrato metálico que sea recubierto por esa 
cerámica, reduciendo la reducción de la liberación de iones al organismo 
vivo, aumentando la resistencia mecánica. 
 Es importante mencionar que debe tenerse en cuenta el comportamiento 
de la superficie de las cerámicas, ya que cuanta mayor superficie específica 
y porosidad, mayor será la reactividad, porque se comportará de igual forma 
que el hueso. 
 Uno de los objetivos primordiales es el desarrollo de materiales que 
reparen y reconstruyan estructuras biológicas, teniendo en cuenta la 
obtención y caracterización de superficies de diferentes sustratos, que sean 
modificados superficialmente con el fin de modular su interacción con el 
medio circundante del cuerpo, objetivo que se logrará dentro de muy poco. 
 
 
 
 
 
 
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CUADRO 1 
Cuadro Analítico de los Diseños encontrados para la revisión bibliográfica 
Nombre de los 
Investigadores, 
Lugar y Fecha 
Título del 
Proyecto 
Objetivos del 
proyecto Resultado de la Investigación Aporte de estas investigaciones 
a la presente investigación 
Copete Hamilton, 
López María, 
Vargas Fabio, 
Echavarría 
Alejandro, Ríos 
Tatiana. (2012). 
Universidad de 
Antioquia. 
Evaluación del 
comportamiento 
in vitro de 
recubrimientos 
de hidroxiapatita 
depositados 
mediante 
proyección 
térmica por 
combustión 
oxiacetilénica 
sobre un 
sustrato de 
Ti6Al4V. 
Evaluar el 
comportamiento 
in vitro de 
recubrimientos 
de hidroxiapatita 
depositados 
mediante 
proyección 
térmica por 
combustión 
oxiacetilénica 
sobre un 
sustrato de 
Ti6Al4V. 
La disolución del recubrimiento de 
hidroxiapatita y la formación de 
precipitados ricos en calcio y 
fosfato en su superficie con una 
relación molar que tiende a ser 
similar a la del recubrimiento 
indican que tanto la capa, como 
los cristales formados tienen una 
buena bioactividad, lo que permite 
considerarlo como un biomaterial; 
no obstante al momento se 
adelantan estudios para 
determinar si tiene las 
características necesarias de un 
recubrimiento en el que se busca 
que tenga una buena adherencia 
al sustrato para evitar el 
aflojamiento del implante en el 
hueso y también se espera 
analizar la respuesta al exponerse 
a cultivos celulares. 
Con esta investigación, se pudo 
observar como es el 
comportamiento in vitro de los 
recubrimientos de hidroxiapatita 
sobre un sustrato de Ti6Al4V. 
De igual forma fue posible 
determinar que al realizar un 
recubrimiento de hidroxiapatita 
como cerámico, se obtiene una 
buena biocompatibilidad y 
adhesión celular, sin embargo es 
de recalcar que se debe tener 
especial cuidado en que la capa 
de cerámico que se cree, sea 
completamente estable y presente 
una buena adhesión sobre el 
sustrato. 
García Diego 
(2013). UIS 
Evaluación del 
efecto de la 
rugosidad y 
oxidación 
superficial sobre 
la bioactividad 
de la aleación 
Ti6Al4V 
Evaluar el efecto 
de la rugosidad 
y la oxidación en 
la superficie 
mediante 
anodizado sobre 
la 
biocompatibilida
d de la aleación 
Ti6Al4V. 
Se estableció que las muestras 
deben presentar cierta rugosidad y 
una capa de óxido estable en la 
superficie, para que presenten 
mayor biocompatibilidad. 
Esta investigación aportó a la 
presente investigación que es 
importante que sobre el sustrato 
exista cierta rugosidad para 
simular la porosidad del hueso, 
facilitando la adhesión celular y la 
afinidad con el medio. 
También es importante recalcar 
que la capa de óxido que se 
genere en el sustrato debe ser 
estable, y lograr el óxido de titanio 
más estable. 
Blanco Marly y 
Carvajal 
Jhoanna. (2013). 
UIS 
Obtención de 
superficies 
bioactivas sobre 
el sustrato 
Ti6Al4V 
mediante 
patronamiento 
por litografía 
láser 
Obtener 
superficies 
bioactivas sobre 
el sustrato 
Ti6Al4V 
mediante 
patronamiento 
por litografía 
láser 
Se estableció que las muestras 
patronadas mediante litografía 
láser y sometidas a un tratamiento 
térmico sobre el material cerámico, 
permiten mayor precipitación y 
adsorción de iones, generando 
mayor biocompatibilidad. 
Se logró deducir que el cerámico 
formado a partir del NaOH y 
sometido a tratamiento térmico 
posterior permitió mayor 
precipitación y adsorción de iones, 
sin embargo es de recalcar que se 
debe tener mayor control al 
momento de generar puntos 
activos en la superficie con la 
litografía láser. 
Daza Jenny y 
Quintero Carlos. 
(2013). UIS 
Obtención de 
recubrimientos 
de hidroxiapatita 
por el método 
Sol-Gel sobre 
Ti6Al4V 
patronadas por 
ablación láser. 
Obtener 
recubrimientos 
de hidroxiapatita 
por el método 
sol-gel de 
Ti6Al4V 
patronadas 
mediante 
ablación láser. 
Se logró determinar que las 
muestras sometidas a un 
tratamiento térmico y patronadas 
por ablación láser tuvieron una 
mejor respuesta al crecimiento de 
apatitas y características para ser 
usados como biomateriales. 
Mediante el método Sol-Gel, se 
pudo determinar que de igual 
forma se presentó crecimiento de 
apatitas y buena biocompatibilidad, 
sin embargo es importante que 
antes de realizar el recubrimiento 
de hidroxiapatita, se realice un 
tratamiento alcalino, logrando 
obtener el titanato de sodio, debido 
a que promueve más fácil la 
nucleación de apatitas. 
Quintero Jaime 
Andrés Felipe. 
(2013). UIS 
Obtención y 
evaluación de 
superficies de 
policaprolactona
-quitosano 
patronadas por 
ablación láser. 
Obtener y 
evaluar 
superficies de 
policaprolactona
-quitosano 
patronadas por 
ablación láser. 
Se obtuvo recubrimientos de 
policaprolactona-quitosano 
empleando mezclas poliméricas y 
conformadas por la técnica Dip 
Coating; sobre el sustrato de 
Ti6Al4V tratado químicamente. 
Estos recubrimientos a su vez 
fueron modificados 
topográficamente, mediante la 
formación de patrones en la 
superficie de los recubrimientos, 
empleando la técnica de ablación 
láser; con el propósito de evaluar 
el comportamiento bioactivo de las 
películas frente a un fluido 
fisiológico, para su aplicación 
Mediante la evaluación de 
superficies de policaprolactona-
quitosano, se pudo determinar que 
los recubrimientos poliméricos de 
PCL/Quitosano generaron una 
disminución en los valores de la 
resistencia a la transferencia de 
carga en todas las películas 
biopolimèricas; por lo que al 
patronar, se generaron sitios 
activos, permitiendo la interacción 
iónica y promoviendo el 
crecimiento y precipitación de 
fosfatos de calcio. De esta 
investigación, se pudo aprender 
que este tipo de recubrimiento 
 
 
 
25
Nombre de los 
Investigadores, 
Lugar y Fecha 
Título del 
Proyecto 
Objetivos del 
proyecto Resultado de la Investigación Aporte de estas investigaciones 
a la presente investigación 
como implantes óseos. cerámico, aumenta la adsorción y 
precipitación de fosfatos de calcio, 
que junto con el patronamiento en 
la superficie, promueven el 
crecimiento celular y mayor 
biocompatibilidad. 
Barriuso G. 
Sandra (2014). 
Universidad 
Complutense de 
Madrid. 
Modificación 
superficial de 
biomateriales 
metálicos (316 
LVM y Ti6Al4V) 
mediante 
granallado, agua 
a alta presión y 
láser peening: 
efecto en la 
microestructura, 
las propiedades 
mecánicas y la 
liberación de 
iones. 
Comparar los 
efectos 
inducidos en dos 
biomateriales 
metálicos (316 
LVM y Ti6Al4V 
ELI) por tres 
métodos de 
deformación 
superficial: 
granallado (sin y 
con tratamientos 
térmicos), agua 
a alta presión sin 
abrasivos y 
“láser peening” 
sin capas 
ablativas. 
El procesado de “laser peening” 
(sin capas ablativas) provoca un 
aumento de la rugosidad y genera 
una capa de óxido fina y muy bien 
adherida, que inhibe la liberación 
de iones. El tratamiento con láser 
podría ser considerado una 
alternativa a los tratamientos 
térmicos convencionales de 
oxidación permitiendo su 
aplicación selectiva. 
El granallado causa un aumento 
de la rugosidad, especialmente 
cuando se utilizan partículas de 
alúmina. Su geometríaangular y el 
mayor tamaño hacen que sean 
más abrasivas que las de zircona 
(esféricas). El procesado con agua 
puede inducir rugosidades 
similares con la ventaja adicional 
de no presentar incrustaciones de 
partículas. El “laser peening” da 
lugar a rugosidades inferiores y 
desarrolla capas de óxidos 
submicrométricas, continuas y bien 
adheridas. 
Se pudo aprender de este 
proyecto que es indispensable 
generar en la superficie del 
sustrato, cierta rugosidad y una 
capa de óxido que sea fina y 
estable, para evitar la corrosión y 
la reactividad con el medio. De 
igual forma se pudo ver que los 
tratamientos superficiales son 
importantes que generen capas de 
óxidos a escalas nanomètricas y 
micrométricas, facilitando activos 
con mayor crecimiento de apatitas 
y mayor crecimiento celular. 
Mórelo Elvis 
(2015). UIS 
Comportamiento 
electroquímico y 
bioactivo de la 
aleación Ti6Al4V 
recubierta con 
quitosano/biovidr
io en un 
ambiente de 
fluido corporal 
simulado. 
Evaluar el 
comportamiento 
electroquímico y 
bioactivo de la 
aleación Ti6Al4V 
recubierta con 
quitosano/biovidr
io en un 
ambiente de 
fluido corporal 
simulado (SBF). 
Se estableció que las piezas que 
fueron sometidas a un tratamiento 
térmico presentaron mayor fase de 
hidroxiapatita y a mayor espesor 
del fosfato de calcio, mayor 
protección de la aleación Ti6Al4V 
frente a la corrosión y un 
comportamiento bioactivo. 
Se pudo observar con esta 
investigación que el 
quitosano/biovidrio también es un 
cerámico estable que facilita la 
nucleación y el crecimiento celular, 
sin embargo presenta menor 
carácter bioactivo que la 
policaprolactona/quitosano. 
Es importante que se tenga mayor 
tiempo de inmersión en Fluido 
Corporal Simulado (SBF) con un 
seguimiento constante para 
determinar si a medida que pasa el 
tiempo, se genera mayor 
intercambio iónico y una capa 
estable de apatitas. 
Fuente: Elaboración propia (2015) 
 
 
2. BASES TEORICAS 
 
 
 
2.1. MATERIALES METÁLICOS 
 
 
 
 En la naturaleza, se puede encontrar materiales metálicos como son los 
metales y sus aleaciones, así como también sustancias inorgánicas que 
CUADRO 1 (CONT…) 
 
 
 
26
están constituidas por uno o más elementos metálicos, por ejemplo el hierro, 
cobre, aluminio, níquel y titanio. 
 Los metales tienen muchas propiedades pero las más importantes son 
buena conductividad eléctrica y térmica, opacidad, brillo, fusibilidad, 
plasticidad, dureza, entre otras. Los materiales metálicos se pueden 
subdividir en dos grupos importantes que son metales ferrosos, como son el 
hierro y sus derivados, el acero y la fundición, y los metales no ferrosos, 
conformado por los demás metales y sus aleaciones. 
 Es importante aclarar que estos materiales en estado natural, se 
encuentran puros, ya que se hallan combinados con el oxígeno, o con otros 
no metales, en especial el azufre, cloro y carbono. Los metales que se 
encuentran puros en la naturaleza, llamados metales nativos como son, el 
oro, plata, cobre y platino. 
 
 
 
2.2. LA ALEACIÓN TI6AL4V 
 
 
 
 (Gil & Planell, Aplicaciones biomédicaas del titanio y sus aleaciones., 
1992), Se han empleado diferentes materiales para la implantación en el 
organismo como alternativa de uso como implante biomédico, tales como 
polímeros, metales, cerámicos y diferentes compuestos. Sin embargo el éxito 
de un biomaterial o de un implante biomédico, depende de tres factores 
importantes como son las propiedades y biocompatibilidad del implante, 
condiciones de salud del receptor, habilidad del cirujano que realiza el 
implante. 
 La aleación Ti6Al4V presenta una relación densidad-peso similar a la del 
hueso y alta resistencia al desgaste, por lo que es bastante atractivo en el 
diseño de ingeniería como implante biomédico, sin embargo este sustrato al 
ser un material metálico, reacciona con el medio, facilitando la corrosión y 
 
 
 
27
disolución de iones en el organismo. Teniendo en cuenta esto, este metal 
requiere de modificaciones superficiales que faciliten su inercia química, de 
forma tal que no reaccione con el medio y genere corrosión e inflamación. 
 El propósito del uso de estos materiales se debe al valor de la propiedad 
de rigidez que presentan los mismos; una gran diferencia entre la rigidez del 
hueso y del implante metálico, tiene como consecuencia una diferente 
distribución de tensiones, “apantallamiento de tensiones”, lo cual genera una 
pérdida de masa ósea en el tejido óseo circundante que suele acabar en 
fractura ósea. Este problema se puede evitar usando implantes con una 
menor rigidez, más parecida a la del hueso. 
 Los materiales porosos resultan unos candidatos ideales ya que su rigidez 
es menor que la de los materiales densos. Como valor añadido, con la 
superficie rugosa de los materiales porosos se facilita la oseointegraciòn, 
aportando una mayor superficie de fijación y una mejor transmisión de 
esfuerzos entre el implante y el hueso, lo que resulta en una unión biológica 
entre el implante y el tejido vivo. (C. Tojal, 2013). 
La aleación Ti6Al4V es una aleación de tipo α-β. Este tipo de aleaciones se 
han desarrollado por la mala forjabilidad de las de tipo α y súper- α, por su 
baja resistencia en frío y por su fragilidad si se intenta aumentar su 
resistencia mediante el aumento del contenido de elementos de aleación. 
(Paredes Ramirez, 2010). 
 
Tabla 5 
Composición química de la aleación Ti6Al4V. 
Ti6Al4V 
Composición Química (% peso) 
Ti Al V Fe Zr O N H 
88,8 6,62 4,55 0,02 0,03 0,55 0,5 0,3 
Fuente: C. Tojal, V. Amigó y J.A Calero. Fabricación y caracterización de 
aleaciones porosas de Ti y Ti6Al4V producidas mediante sintonización con 
espaciador. Revista de Metalurgia, 49, Enero-Febrero, 20-30, 2013 
 
 
 
28
 
 
 
 Figura 4. Micrografía de la aleación Ti6Al4V a 2000X atacada con solución Kroll. 
Fuente: Elaboración propia (2013) 
 
 
 
2.3. BIOMATERIALES 
 
 
 
 Según (Garzón, Aguirre, & Olaya, Biocompatibilty of coatings: survay 
paper., 2013), estos materiales, al estar en contacto directo con un 
organismo vivo, generan sobre este una respuesta biológica, en la cual el 
material puede afectar el medio o bien el medio puede afectar el material. 
 Como mecanismo de defensa ante la intrusión de elementos ajenos a su 
naturaleza, todos los organismos vivos poseen un sistema de protección; en 
el cuerpo humano el sistema inmunológico es el encargado de cumplir esta 
tarea de identificación, determinando si un objeto es material propio del 
cuerpo o extraño al mismo, para luego constituir una reacción frente a dichos 
cuerpos extraños, bien sea eliminándolos cuando son de tamaño molecular 
mediante anticuerpos o generando reacciones inflamatorias alrededor de 
este cuando son de un mayor tamaño. En esta medida, se puede decir que 
Fase α 
Fase 
 
 
 
29
algunos materiales son más biocompatibles que otros al no generar algún 
tipo de reacciones de rechazo por parte del cuerpo. 
 Para el desarrollo de dispositivos biomédicos e implantes, la naturaleza 
química y la textura superficial de los biomateriales son factores 
determinantes en la biocompatibilidad, ya que la superficie del biomaterial es 
la primera en entrar en contacto con el tejido vivo cuando este se introduce 
en el cuerpo. 
 Cuando los biomateriales se insertan en el cuerpo humano, sus 
superficies entran en contacto con el tejido huésped o con los fluidos 
corporales induciendo una variedad de respuestas biológicas tales como la 
adsorción de proteínas, la formación de trombos e inflamación; determinadas 
en gran parte, como se mencionó anteriormente, por las propiedades 
superficiales de los materiales. En consecuencia, una respuesta biológica 
desfavorable puede reducir con rapidez el desempeño esperado de un 
biomaterial o causar efectos secundarios graves, convirtiendo la modificación 
de las superficies de los materialesbiocompatibles en un factor que es 
importante. 
 Cuando falta una porción de hueso por enfermedad, accidente o defecto 
óseo, se puede colocar hueso del mismo paciente retirado de otro lado que 
generalmente es cadera. En este caso hablamos de autoimplante ò 
autoinjerto. Este tipo de ayuda para el paciente tiene en contra que el 
paciente en vez de una operación, sufre dos operaciones; que el autoinjerto 
está limitado en cantidad y no necesariamente es suficiente. 
 Cuando se emplean prótesis ortopédicas metálicas, lo que se busca es la 
sustitución de las dos primeras funciones enumeradas: la locomoción y la 
protección de órganos vitales. En el caso del hueso, el material del implante 
debe ser no tóxico para ninguna de las células sanguíneas del paciente, ya 
que todos los tipos de estas estarán eventualmente en contacto con el 
implante. 
 
 
 
30
 Tampoco debe ser cancerígeno, y de preferencia que la velocidad de 
corrosión sea cero o muy cercana a este valor; es decir, es deseable que no 
haya corrosión. Como esto es por lo pronto imposible, se pide además que 
los productos que se producen por la corrosión del implante cumplan las 
mismas condiciones de biocompatibilidad que se le pide al material del 
implante. 
 Las superficies de las prótesis que estén en contacto con tejido vivo 
deberán estar hechas de biomateriales, ya que de otra forma el organismo 
reaccionará con acciones de rechazo como pueden ser desde una 
inflamación crónica hasta la presencia de tumores. Las prótesis externas que 
son aquellas que no están en contacto con tejido vivo, no requieren estar 
hechas de biomateriales. Para una prótesis hay muchos factores 
importantes, estos se califican con dos parámetros: biocompatibilidad y 
biofuncionalidad. 
 Una prótesis hecha con un material biocompatible y con un diseño 
biofuncional no es garantía de que a cualquier paciente le sirva, ya que las 
prótesis deben adecuarse a las medidas y necesidades de cada paciente. 
(Piña, 2010). 
 
 
 
2.4. MODIFICACIÓN SUPERFICIAL 
 
 
 
 
 (Daza Cuadros, Quintero, Peña Ballesteros, Vasquez Quintero, & 
Estupiñán, 2013), el comportamiento de las células dependen del medio en 
que interactúan, contando que las interacciones entre células y el material 
implantado pueden determinar la posible falla del implante médico. La 
respuesta de las células es afectada por los parámetros físico-químicos de la 
superficie del material, tal como la energía superficial, cargas superficiales o 
composición química. La topografía de cualquier material es uno de los 
 
 
 
31
parámetros físicos más cruciales para las células. La micro y nano topografía 
influencia la adhesión de células, proliferación y diferenciación mejorando su 
comportamiento con el implante. 
 La finalidad de la modificación superficial de los sustratos de titanio o de 
sus aleaciones, empleados como implantes es permitir que haya una 
superficie adecuada para que sea reconocida por las células y de esta 
manera ellas puedan adherirse e iniciar su fase de mineralización dando 
origen al proceso de oseointegraciòn. 
 Basados en la investigación básica que demostró la importancia de 
controlar las propiedades físicas, químicas y topográficas de las superficies 
de los implantes, en la actualidad se han desarrollado gran cantidad de 
técnicas y metodologías de modificación superficial. Dichas técnicas varían 
desde métodos específicos de limpieza hasta el depósito de una película 
delgada sobre el material en bulto. 
 De acuerdo a Kasemo y Gold, las modificaciones superficiales propuestas 
pueden dividirse básicamente en tres clases: a) modificaciones topográficas, 
tales como tamaño y distribución de poros, rugosidad, b) modificación de las 
propiedades bioquímicas de la superficie, liberación de especies químicas 
(iones o medicamentos), adsorción de biomoléculas (proteínas o factores de 
crecimiento y c) modificación de las propiedades biomecánicas o visco-
elásticas de la superficie. 
 Con el fin de lograr la integración biológica, es necesario tener una buena 
conformabilidad del hueso, es necesario una buena resistencia al desgaste y 
a la corrosión, al realizar modificaciones superficiales se mejoran las 
propiedades superficiales requeridas para diferentes aplicaciones. 
(XUANYONG, 2010). 
 
 
 
 
 
 
 
32
 (Rodil, 2009), es importante recalcar que se han realizado varios estudios 
en busca de las mejores condiciones topográficas, empleando 
modificaciones superficiales por medio de litografía láser, que generan 
puntos a escala nanomètrica dentro del sustrato y facilita la generación de 
puntos bioactivos, simulando la porosidad del hueso y ayudando al 
crecimiento celular y la buena biocompatibilidad con el implante, sin embargo 
se requiere más esfuerzo para encontrar las condiciones óptimas que 
ayuden a aumentar el área superficial del implante y una mayor reacción 
biológica. 
 
 
 
2.5. PROCESO DE ANODIZADO 
 
 
 
 La oxidación anódica implica tratamientos químicos con ácidos y 
corrientes eléctricas, que generan reacciones químicas en la interfase entre 
el sustrato y la solución, realizando una modificación superficial de los 
biomateriales metálicos. Las aleaciones de titanio generalmente se pasivan 
por una capa natural, que consta de una película de óxido típicamente 
compuesta de tres capas diferentes, TiO (capa en contacto con el metal), 
Ti2O3 (capa intermedia) y TiO2 (capa externa). 
 Cuando el titanio es sumergido en una solución oxidante, una cadena de 
reacciones se produce sobre los subóxidos TiO y Ti2O3 para finalmente 
generarse una película pasiva compuesta por TiO2. El espesor de la capa de 
óxido seguirá aumentando conforme el electrolito penetra por las 
porosidades del mismo y se modifiquen los potenciales electroquímicos para 
su formación. (Paredes Ramirez, 2010). 
 El anodizado de titanio, es un tratamiento superficial, que consolida y 
densifica las capas pasivas finas existentes, dando como resultado un 
espectro de los colores superficiales que se extienden del color dorado, 
 
 
 
33
pasando por toda la gama del arco iris, hasta llegar al color negro mate. Se 
realiza en una variedad de electrólitos, dónde los ácidos sulfúrico y fosfórico 
diluidos son utilizados ampliamente. El espesor de la capa anodizada 
depende del tiempo de electrólisis o la densidad de corriente. (Feliu, 1991). 
 
 
 
2.6. TRATAMIENTOS ALCALINOS- TITANATO DE SODIO 
 
 
 
 El tratamiento alcalino hace parte de un proceso de modificación 
superficial que consiste en un tratamiento químico de la interface del sustrato 
que reacciona con los reactivos químicos de la solución. Cuando el titanio y 
sus aleaciones son inmersas en un tratamiento alcalino y térmico, la 
superficie es modificada y la capa natural de óxido protectora de la superficie 
se disuelve en la solución alcalina por el ataque corrosivo de los grupos 
hidróxidos (OH-), mientras la hidratación del titanio procede simultáneamente; 
estos hidratos cargados negativamente, como el HTiO3-.nH2O producen 
sobre la superficie del sustrato iones alcalinos provenientes de la solución 
acuosa para formar un titanato alcalino o capa de hidrogel. 
 Durante el tratamiento térmico, la capa de hidrogel es deshidratada y 
densificada para formar una estructura amorfa estable o película de titanato 
alcalino. Las características físico-químicas superficiales y topográficas 
obtenidas en este tratamiento pueden ser cuidadosamente controladas para 
favorecer el crecimiento de la apatita. 
 Cuando la aleación de Ti6Al4V es sometida a un tratamiento alcalino y 
tratada térmicamente, la superficie se modifica en varias etapas como se 
muestra a continuación. 
 
 
 
 
 
34
 
 
 
 
 
Figura 5. Representación del cambio estructural en la superficie tratada con 
oxidación alcalina medianteinmersión en NaOH. 
Fuente: XUANYONG Liu, PAUL K. Chu, CHUANXIAN Ding Surface 
nanofunctionalization of biomaterials China. 2010. Pág. 279 
 
 
 
2.7. BIOACTIVIDAD DE LAS FASES TIO2 
 
 
 
 Según (Daza Cuadros, Quintero, Peña Ballesteros, Vasquez Quintero, & 
Estupiñán, 2013), (Kokubo, y otros, 1990), demostró que el titanio y sus 
aleaciones son capaces de formar una capa de apatitas en su superficie, en 
un ambiente similar al presente en el cuerpo humano y generar 
biocompatibilidad con el hueso después de ser implantados. Sin embargo se 
ha encontrado que el Ti6Al4V al emplearlo solo, no es bioactivo, al no 
generar la fase hidroxiapatita sobre su superficie, presentando también 
problemas de salud en los humanos. 
Formación de óxido 
alcalino mediante 
inmersión en NaOH 
Densificación del hidrogel en 
el óxido alcalino por 
tratamiento térmico 
 
 
 
35
 Según (Kokubo, y otros, 1990), se han formado películas por oxidación 
anódica u oxidación química y se han empleado diferentes tipos de 
materiales cerámicos que protegen al metal y generan un enlace directo con 
el hueso, al generarse óxidos estables y de mayores espesores, induciendo 
una respuesta biológica. 
 Por esta razón, las modificaciones de la superficie en implantes de aleaciones 
de titanio han demostrado que este metal puede ser convertido en material bioactivo 
a través de tratamientos físico- químicos y térmicos. El tratamiento alcalino y la 
formación de hidroxiapatita por diferentes procesos, hacen parte la modificación 
superficial por tratamiento químico de la interface del sustrato por lo que la 
superficie con un acabado superficial estable y lisa del titanio se convierte en una 
estructura porosa y altamente bioactiva, simulando la superficie del mismo hueso, 
generando sitios activos que promuevan la nucleación y crecimiento de apatitas, 
(García, 2013). 
 
 
 
2.8. QUITOSANO 
 
 
 
 El quitosano es el derivado de la quitina, siendo un polímero con 
propiedades tales como biocompatibilidad, biodegradabilidad y toxicidad 
nula, que lo hacen útil para el tratamiento de reconstrucción de la piel con 
quemaduras graves o con problemas, por medio de sus características 
humectantes y antibactericidas. La producción industrial de quitina y 
quitosano se realiza, por lo general, a partir de exoesqueletos de cangrejo y 
camarón, desechados de las industrias pesqueras. En este trabajo se 
presentan los antecedentes, proyecciones y se muestra la obtención de 
quitosano por modificación de la quitina extraída de exoesqueletos de 
camarón. 
 La quitina es un polímero natural que se clasifica dentro del tipo 
polisacárido, considerado a menudo como un derivado de la celulosa por sus 
 
 
 
36
características, pero con ciertas diferencias en su estructura molecular. La 
quitina es blanca, dura, inelástica y es la mayor fuente de contaminación 
superficial de las áreas cercanas al mar. El quitosano es el derivado de la 
quitina, éste es un polímero con propiedades tales como biocompatibilidad, 
biodegradabilidad, toxicidad nula. 
 Estos productos bioquímicos se pueden obtener a partir del tratamiento 
químico de exoesqueletos de crustáceos entre ellos el camarón (también se 
encuentra en insectos, moluscos y hongos). El quitosano se obtiene por 
modificación química de la quitina, la cual es tratada con una solución 
alcalina concentrada y caliente, el polímero que se obtiene posee ciertas 
características químicas y físicas de gran interés industrial. 
 La quitina es fácil de obtener del exoesqueleto de camarones o 
cangrejos, para ello se requiere un tratamiento químico con el fin de remover 
los pigmentos, las sales tales como el carbonato de calcio y las proteínas 
que se encuentran asociadas con ella. La obtención de quitosano se realiza 
por medio de un tratamiento con álcali concentrado y caliente, con el fin de 
retirar la mayor cantidad de unidades acetilo de la estructura del polímero. La 
producción industrial de quitina y quitosano se realiza por lo general a partir 
de exoesqueletos de cangrejo y camarón, desechados de las industrias 
pesqueras. (Lemus, 2012). 
 
 
 
2.9. POLICAPROLACTONA 
 
 
 
 La policaprolactona (PCL) es un poliéster biodegradable, obtenido al 
polimerizar por apertura de anillo la ɛ- caprolactona. La policaprolactona se 
caracteriza a su vez por ser un polímero semicristalino, con un punto de 
ebullición alrededor de los 64ºC y una temperatura de transición vítrea de 
 
 
 
37
alrededor de -60ºC. Frecuentemente es usado como aditivo para otros 
polímeros. 
 Al tener un bajo punto de fusión, es utilizado como un plástico capaz de 
ser moldeado a mano, útil para la fabricación de prototipos, reparación de 
piezas plásticas y confección de artesanías. 
 La PCL es altamente miscible y se combina bien con otros plásticos, así 
como con la lignina y almidón. Además, se adhiere bien a un gran número de 
superficies, funde fácilmente y no es tóxico. El uso más común de la 
policaprolactona como aditivo es en la fabricación de poliuretanos 
especiales. Las policaprolactonas imparten buena resistencia al agua, 
aceites, a los disolventes y al cloro en el poliuretano producido. Encuentra 
aplicaciones en adhesivos, agentes compatibilizantes y películas así como 
en la medicina. (M., 2013). 
 
 
 
2.10. PROCESO SOL-GEL 
 
 
 
 El método sol-gel se desarrolló desde hace más de 40 años como una 
alternativa tecnológica para la preparación de vidrios y cerámicos a 
temperaturas considerablemente bajas. El sistema inicial representa una 
solución donde diferentes procesos de polimerización y policondensación 
conllevan a la formación gradual de la red de fase sólida (Klein, 1988). 
 Inicialmente el proceso sol-gel producía sólidos, vidrios, fibras ópticas, 
objetos grandes como espejos o lentes formados con precisión a baja 
temperatura, siendo esto su mayor ventaja comparado con los métodos de 
obtención tradicionales. El proceso sol-gel se clasifica dentro de los llamados 
procedimientos suaves de síntesis de materiales, muchas veces con base de 
óxidos metálicos. Con el tiempo este proceso ha sido mejorado y reorientado 
para obtener diversos materiales con tamaño de partícula hasta del orden de 
 
 
 
38
nanómetros, los cuales presentan un gran potencial tecnológico (De León, 
2008). 
 Este proceso consiste básicamente en la formación de redes compuestas 
por elementos inorgánicos obtenidos a través de dos reacciones químicas 
simultáneas que son la hidrólisis y condensación, éstas se inician a partir de 
una solución homogénea de alcóxido, solvente, agua y un catalizador, este 
último puede o no, ser usado, y lo anterior depende básicamente del tipo de 
material y su aplicación final. 
 
 
 
2.11. LITOGRAFÍA LÁSER 
 
 
 
 
 Según (Vadillo, 2004), es un proceso mediante el cual un haz de energía 
incide directamente sobre la superficie del material y se genera un chorro de 
gas, incandescente, que se llama pluma de ablación por su forma ovalada, El 
láser se enfoca para formar un plasma que atomiza y excita la superficie 
incidida. La litografía láser (Espectroscopia de disociación inducida por láser, 
LIBS) es una técnica que comienza con la incidencia de un láser a una rejilla, 
imitando la forma del patrón que posteriormente incide sobre la muestra, que 
pretende generar puntos con mayor carácter biológico, simulando la 
porosidad del hueso. (Mendes M. Pula, 2007). 
 
 
 
2.12. INTERFASE CÉLULA- MATERIAL 
 
 
 
 El estudio de diversas interfases (implante-hueso, implante-sangre, 
implante-piel), así como estudios in vitro de la adhesión y proliferación celular 
sobre diferentes materiales, ha demostrado que los sistemas biológicos 
 
 
 
39
tienen la habilidad de reconocer cualquier detalle a nivel molecular. El 
reconocimiento está programado en las moléculas y células a travésde la 
combinación de su arquitectura tridimensional, la arquitectura química y sus 
propiedades dinámicas. 
 Entre estas propiedades físico-químicas de las superficies que se han 
determinado, afectan la respuesta celular se encuentran: la mojabilidad 
(hidrofobicidad o hidrofilicidad de la superficie) energía superficial, rugosidad, 
textura, composición química, carga superficial y morfología. 
 La energía superficial es uno de los factores superficiales más 
importantes en lo que respecta a la adhesión y proliferación celular y, sin 
embargo tiene menor influencia en la orientación celular. En términos de la 
orientación celular, los factores como textura, morfología y rugosidad juegan 
un papel más relevante. Sin embargo, la orientación celular, a su vez, puede 
afectar a la diferenciación celular y la rugosidad misma puede modificar la 
correlación entre la energía superficial y proliferación celular. 
 Estos procesos han sido descritos por Kasemo, resumidos en una serie 
de eventos que ocurren al colocar un biomaterial dentro del cuerpo humano y 
se describen a continuación tomando en cuenta las propiedades de los 
biofluidos, de la superficie misma y la escala de tiempo: 
1. Las primeras bio-moléculas que alcanzan la superficie son las 
moléculas de agua, lo que ocurre en nanosegundos. Las moléculas de agua 
se adhieren a la superficie formando una mono-capa o una bi-capa, cuya 
estructura es diferente a la del agua líquida. El agua interacciona de manera 
diferente con las superficies de acuerdo a las propiedades de mojabilidad de 
estas; en una superficie hidrofílica las moléculas de agua pueden disociarse 
formando una superficie terminada en grupos –OH o bien se adhieren 
fuertemente en forma de H2O. Mientras que en una superficie hidrofóbica, las 
moléculas de H2O sin disociarse se adhieren débilmente a la superficie. 
2. Posteriormente se incorporan los iones hidratados presentes en el 
medio biológico, tales como Na+ y Cl- formando la conocida doble-capa, cuya 
 
 
 
40
extensión depende de las propiedades electrostáticas entre la solución y la 
superficie del implante. 
3. Un poco de tiempo después, las proteínas y otras moléculas se 
acercan a la superficie donde se adsorben y/o de-sorben siguiendo la 
concentración relativa en la solución, su tamaño y las propiedades 
electrostáticas establecidas entre las biomoléculas y la capa de agua. De 
hecho las biomoléculas (incluidas las proteínas) también tienen una capa de 
hidratación superficial y es esta capa la que interactúa con el agua adsorbida 
en la superficie. 
 El equilibrio termodinámico entre ambas capas interfaciales es el que 
determina la configuración final de las proteínas. Los procesos de adsorción-
desorción están controlados por el efecto Vroman, que relaciona las 
propiedades superficiales del material (energía y carga superficial) con la 
capa adsorbida de proteínas (concentración, conformación y tamaño). 
La capa de proteínas adsorbidas será una mezcla de diferentes proteínas en 
diferentes estados de conformación cuya composición depende en gran 
parte de las propiedades superficiales del implante, particularmente de la 
adsorción previa de las moléculas de agua. 
4. Al acercarse las células a la superficie lo que observan es una 
superficie cubierta de una capa de proteínas cuya composición y 
conformación varía según las propiedades físico-químicas superficiales. Las 
células son mucho más complejas (en estructura y funciones) y grandes (100 
a 10.000 veces mayores) que las proteínas e interaccionan con ellas a través 
de extensiones celulares, de la membrana celular, y de proteínas y 
receptores celulares. De modo que la respuesta implante-células dependerá, 
en gran parte, del tipo de proteínas y su conformación. (Rodil, 2009). 
 
 
 
41
 
Figura 6. Secuencia de eventos que ocurren al colocar un biomaterial en el cuerpo 
humano. 
Fuente: RODIL, Sandra E. Modificación superficial de biomaterials metálicos. 
Revista Latinoamericana de Metalurgia y Materiales. 2009; 29 (2): 67-83. 
 
 
 
2.13. CORROSIÓN Y SUPERFICIE DE BIOMATERIALES METÁLICOS 
 
 
 
 Varios estudios han demostrado que los componentes metálicos de las 
aleaciones utilizadas en ortopedia pueden ser tóxicos y disolverse en los 
fluidos fisiológicos debido a la corrosión. Cada metal tiene su propia toxicidad 
intrínseca con las células, pero es la corrosión quien controla la 
concentración existente. De modo que la biocompatibilidad de las aleaciones 
metálicas está determinada por ambos, la resistencia a la corrosión y la 
toxicidad de los metales individuales. (Rodil, 2009). 
 
 
 
42
 La corrosión de los metales en soluciones acuosas tiene lugar vía 
mecanismos electroquímicos los cuales son específicos de cada metal. 
Mientras más noble sea el metal, menor es su corrosión. Sin embargo, las 
reacciones que ocurren en la superficie del metal al estar en contacto con el 
medio específico pueden modificar radicalmente su nobleza. Después de la 
implantación, el metal está rodeado de iones de serum, proteínas y células, 
los cuales pueden modificar de manera local la resistencia a la corrosión del 
metal. De hecho, la resistencia del metal medida in-vitro en medios no 
fisiológicos, puede ser totalmente diferente de la resistencia medida in-vitro 
en medios fisiológicos y aún más diferente de la respuesta in-vivo. 
 Después de la implantación, se han detectado altas concentraciones de 
iones metálicos incluso en órganos distantes del implantado debido al hecho 
de que las células fagocíticas circulan a las partículas metálicas y de óxidos 
metálicos en el torrente sanguíneo. 
 Hay una gran variedad de factores que afectan la corrosión del metal, 
desde factores superficiales del implante, como porosidad o corrosión, hasta 
características mismas de la distribución de cargas en el implante o la 
estructura, composición y espesor de la capa pasiva del metal, la cual a su 
vez dependerá del procesamiento del metal y de sus propiedades 
superficiales. La resistencia a la corrosión de los metales y sus aleaciones 
está principalmente determinada por el proceso de pasivación de la 
superficie. 
 La pasivación es la formación de una capa de óxido metálico compacta 
que protege al metal y cuyas propiedades y estructura varían de acuerdo al 
metal y son complejas. Durante el proceso de corrosión del metal en el 
cuerpo humano, el cual en general es altamente salino, los iones metálicos 
son disueltos de los puntos en los que la capa de óxido no está totalmente 
formada a través de la formación de un complejo metal-cloruro, que se 
disuelve en el fluido fisiológico. Esto limita la pasividad del metal de manera 
local, se crea una zona anódica muy pequeña rodeada de una zona catódica 
 
 
 
43
extensa y en consecuencia la corrosión local ocurre de manera rápida 
(pitting). 
 Un modo de evitar la corrosión de los biomateriales metálicos es el formar 
una capa pasiva o bien recubrir el metal con una capa protectora 
biocompatible, las cuales serían diferentes según la aplicación específica; 
ortopédicas o cardiovasculares. (Rodil, 2009) 
 Materiales resistentes al desgaste como los elementos cerámicos, Co-Cr 
son los preferidos para fabricar prótesis ortopédica. En los implantes de 
cadera el Titanio (Ti) sólo se utiliza para hacer el componente femoral y el 
socket está hecho con elementos cerámicos duros. Ti con Paladio (Pd) 
presenta una alta resistencia a la corrosión, en un amplio intervalo de niveles 
de pH debido al enriquecimiento de paladio sobre la superficie. (Plaza & 
Aperador, 2015). 
 Las pruebas que se están llevando a cabo, la creación de nuevos 
diseños, nuevos materiales y nuevos procedimientos quirúrgicos, son 
necesarios para garantizar la vida útil de los implantes biomédicos, por esta 
razón, en este proyecto de grado, se vio la necesidad de realizarun estudio 
sobre las diferentes investigaciones que se han llevado a cabo sobre 
implantes biomédicos, empleando un sustrato ampliamente usado como es 
el Ti6Al4V y a su vez proponer el uso de un cerámico que entrará en 
contacto con el tejido circundante y facilitará el crecimiento celular, 
aumentando de esta manera el tiempo de vida útil del biomaterial. 
 
 
 
2.14. EVALUACIÓN DE LAS PROPIEDADES BIOACTIVAS EN FLUIDO 
CORPORAL SIMULADO (SBF) 
 
 
 
 Los biomateriales, tanto naturales como sintéticos, poseen características 
químicas, que definen su biocompatibilidad y bioestabilidad, las cuales deben 
conocerse para predecir su comportamiento clínico, durante su uso. Es por 
 
 
 
44
ello que, para evaluar las propiedades bioactivas, se utiliza una estrategia 
biomimética, que consiste en preparar un fluido fisiológico semejante al 
plasma sanguíneo del cuerpo humano. A esta solución salina se le denomina 
Fluido Fisiológico Simulado, la cual se mantiene en condiciones semejantes 
a las del cuerpo humano, es decir, a una temperatura de 37°C y un pH que 
puede variar entre 7.25 y 7.42. (Kokubo, y otros, 1990).