Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas

II TESIS DOCTORAL Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas Autora: Paula Navarro González Directores: Yadir Torres Hernández y Alberto Olmo Fernández Tutor: Yadir Torres Hernández Programa de doctorado: Instalaciones y Sistemas para la Industria Escuela Politécnica Superior Universidad de Sevilla Sevilla, 2025 III IV Universidad de Sevilla Escuela Politécnica Superior Escuela Técnica Superior de Ingeniería Informática Programa de doctorado Instalaciones y Sistemas para la Industria Tesis Doctoral Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas. Autora Paula Navarro González Directores Yadir Torres Hernández Alberto Olmo Fernández Tutor Yadir Torres Hernández Departamento de Ingeniería y Ciencia de los Materiales y del Transporte Departamento de Tecnología Electrónica Sevilla, enero 2025 V VI Tesis Doctoral: Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas. Autora: Paula Navarro González Directores: Yadir Torres Hernández y Alberto Olmo Fernández Tutor: Yadir Torres Hernández El tribunal nombrado para evaluar el trabajo arriba indicado, compuesto por los siguientes miembros: Vocales: Secretario/a: Acuerdan otorgarle la calificación de: Sevilla, 2025 El secretario del Tribunal VII VIII A mis padres y mi hermana, siempre. A todos los que en algún momento me apoyaron en esto. A Antonio, por estar. IX X Agradecimientos Agradecer la financiación de esta Tesis Doctoral a los Proyectos I+D+i FEDER US-1259771 y Programa Estatal de I+D+i PDC2022-133369I00 Especial agradecimiento a mis directores, Alberto Olmo y Yadir Torres, por haber confiado en mi desde el principio y permanecer conmigo en todo momento; apoyándome y formándome de la mejor manera posible. A Danaysi, Ernesto, Julio y Raquel, por hacer que el camino haya sido más fácil. A los técnicos de laboratorio J. Pinto, M. Madrid y M. Sánchez por su colaboración al algunas de las tareas experimentales de esta Tesis Doctoral. XVII XVIII XIX XX ÍNDICE DE FIGURAS XXI XXII XXIII XXIV XXV XXVI XXXIII Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 1 En las últimas décadas, los avances en la medicina han llevado a un incremento significativo en la esperanza de vida, lo que a su vez ha generado un continuo aumento en la edad promedio de la población que, sumado a los cambios en la forma de vivir, han contribuido a que muchas personas sufran de afecciones ortopédicas, orales y maxilofaciales. Estas condiciones, junto con las enfermedades degenerativas y los traumas, afectan el tejido óseo, causando discapacidades significativas que implican altos costos económicos y sociales (Lario-Femenía et al., 2016; “Tasas de Morbilidad Hospitalaria Por 100.000 Habitantes Según El Diagnóstico Principal, El Sexo y El Grupo de Edad.,” 2019). Introducción INTRODUCCIÓN 2 Figura I-1. Tasas de Morbilidad Hospitalaria por 100.000 habitantes de distintas enfermedades traumatológicas según el grupo de edad. Adaptado de INE (2019). Este cambio ha impulsado el desarrollo de tratamientos enfocados en atender las necesidades de personas. Para abordar estos problemas, el uso de biomateriales ha demostrado ser una solución efectiva, permitiendo mejorar la calidad de vida de los pacientes. Estos materiales interactúan con los sistemas biológicos, presentan un bajo índice de complicaciones y ofrecen una larga durabilidad, haciendo posible la fabricación de implantes altamente demandados gracias al avance de la tecnología asociada (Echeverry-Rendón et al., 2015; Lario-Femenía et al., 2016; Liu et al., 2019). Los implantes fabricados con biomateriales sintéticos han ganado popularidad debido a su alta compatibilidad con el sistema inmunológico, facilidad de acceso y disponibilidad en el mercado. Sin embargo, los materiales utilizados en el cuerpo humano deben replicar las propiedades del tejido óseo receptor y favorecer la osteointegración. Esto implica lograr un vínculo directo, Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 3 tanto estructural como funcional, entre el implante y el tejido óseo (EcheverryRendón et al., 2015; Lario-Femenía et al., 2016). Hoy en día, el rápido desarrollo de los biomateriales ha permitido clasificarlos en varias categorías principales, como metales, cerámicas, vidrios bioactivos, plásticos y combinaciones de estos. De todos ellos, los materiales metálicos han sido los primeros en aplicarse y siguen siendo los más utilizados en la práctica clínica (Lario-Femenía et al., 2016). Los implantes metálicos para uso traumatológico comenzaron a desarrollarse a principios del siglo pasado, con el acero inoxidable como el primer material empleado en 1911. Sin embargo, con el tiempo se experimentó con diversas aleaciones debido a los problemas de corrosión que generaban efectos tóxicos en la mayoría de los pacientes. Durante la primera mitad del siglo XX, se introdujo una nueva aleación patentada llamada Vitallium (𝐶𝑜𝐶𝑟𝑀𝑜65 30,5%), pero poco después el titanio empezó a destacar como una alternativa prometedora (Rodas Rivera et al., 2013). En la actualidad, entre los implantes metálicos más comunes se encuentran el acero inoxidable, las aleaciones de cobalto-cromo-molibdeno, el titanio puro y sus aleaciones. Estos dos últimos destacan como opciones ideales para implantes gracias a sus destacadas características mecánicas, como el módulo de elasticidad, alta resistencia a la tracción, durabilidad y resistencia a la fatiga. Además, poseen una gran resistencia a la corrosión en ambientes fisiológicos y una destacada biocompatibilidad y bioestabilidad, lo que los convierte en una elección confiable para aplicaciones médicas(Clinica Universidad de Navarra, n.d.; González, 2010; Rodas Rivera et al., 2013) . Particularmente, la aleación Ti6Al4V se considera ideal para aplicaciones biomédicas debido a su biocompatibilidad, facilidad de fabricación y alta resistencia a la corrosión en comparación con otras aleaciones. Sin embargo, se ha detectado que los iones de aluminio y vanadio liberados por estos implantes pueden tener efectos negativos en el entorno biológico donde se colocan. INTRODUCCIÓN 4 Además, las infecciones asociadas a implantes (IAI, por sus siglas en inglés) continúan representando un desafío clínico significativo, aunque se hayan logrado progresos en la tecnología de los implantes metálicos (El Hadad et al., 2014; Nicholson, 2020; Parvizi & Gehrke, 2014; Petrini et al., 2019). Por otro lado, hay otras aleaciones de titanio que muestran respuestas biológicas favorables, incluyendo bioactividad y osteointegración. Un ejemplo prometedor es la aleación Ti35Nb7Zr5Ta, que presenta un módulo de elasticidad (E) de 55–64 GPa, más cercano al del hueso cortical (20–25 GPa), junto con alta resistencia mecánica y excelente biocompatibilidad; sin problemas de alergia o toxicidad celular. Esto se debe a la inclusión de estabilizadores β (Nb-Zr-Ta), que disminuyen la temperatura de transformación β, amplían la región β en el diagrama de fases y aumentan la estabilidad de esta fase. Así, la microestructura β metaestable se forma cuando se alcanza una concentración crítica de estabilizadores β. Esta aleación tiene una equivalencia de molibdeno (Moeq) de 10.7, dentro del rango característico de aleaciones β-Ti metaestables (Chen et al., 2020; Kolli & Devaraj, 2018; Mohammed, 2014; Niinomi et al., 2012; Prakash et al., 2016; Raza et al., 2021). A pesar del buen desempeño de estas aleaciones, su módulo de elasticidad sigue siendo relativamente superior en relación con el del hueso, lo que plantea problemas como el "apantallamiento de tensiones" (stress shielding) y complicaciones en la interfaz hueso-implante. En este contexto, se ha investigado ampliamente el uso de implantes de titanio poroso para reducir el módulo de elasticidad y acercarlo al del hueso, evitando estos problemas. Disminuir la rigidez del implante mejora la distribución de tensiones y favorece las condiciones para la remodelación ósea, además, las características como la morfología de los poros, el tamaño, la porosidad total y el grado de interconexión de las estructuras porosas son factores cruciales para fomentar la formación de tejido óseo en torno al implante. Por tanto, la cantidad de poros necesaria para Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 5 ajustar la rigidez es relativamente baja, lo que reduce el impacto en el comportamiento mecánico del implante (Beltrán et al., 2020; García-Cabezón et al., 2021; González, 2010; Rodríguez et al., 2020; Tamilselvi et al., 2006). Para obtener estos implantes porosos, existen técnicas como la pulvimetalurgia convencional de polvos, la técnica de espaciadores o la fabricación aditiva. La pulvimetalurgia de polvos (PM, por sus siglas en inglés) es una opción económica y reproducible para fabricar estos materiales. Este método se compone de varias etapas clave: primero, la preparación del polvo, que incluye la dosificación y mezcla de los materiales; en segundo lugar, la compactación, donde se moldean y densifican los polvos aplicando altas presiones dentro de una matriz; y, finalmente, la sinterización, un tratamiento térmico que une las partículas de polvo sin llegar a su punto de fusión, mejorando su resistencia y dureza bajo condiciones controladas de atmósfera, temperatura, presión y tiempo. La técnica de espaciadores es aquella en la que se combina el polvo metálico con un agente espaciador que dará contenido y forma a los poros. Los agentes espaciadores se combinan con el polvo metálico en la proporción correcta para que ocupe un volumen específico, y luego se compacta la mezcla utilizando el proceso de PM convencional. Al eliminar el espaciador, se crea un poro en el espacio que anteriormente ocupaba la partícula formando así el sustrato poroso. Finalmente, la fabricación aditiva (AM) es una tecnología de producción en la que materiales como polvo, plásticos o metales se depositan capa por capa para crear la forma tridimensional deseada, a partir de un modelo diseñado mediante software de diseño asistido por ordenador (CAD). A diferencia de los métodos tradicionales, donde el material se elimina de una pieza inicial, en la fabricación aditiva se agrega material capa por capa. Esto permite un uso más eficiente del material en comparación con procesos de eliminación de material, como el mecanizado (Javaid & Haleem, 2018). Aparte del problema del apantallamiento de tensiones, se ha mencionado que otro aspecto que no favorece la buena integración del hueso son los fallos en la interfase hueso-implante, provocados por una de las limitaciones del titanio INTRODUCCIÓN 6 y sus aleaciones, su naturaleza bioinerte. Esta problemática involucra la superficie del implante, las cuales establecen uniones físicas con el tejido óseo que son menos robustas que los enlaces químicos, lo que incrementa el riesgo de que el implante se afloje o falle a largo plazo (Zhu et al., 2021). Figura I-2. Fallos en el proceso de osteointegración de un implante dental de Ti adaptado: 1) esquema de formación de tejido fibroso en superficie de contacto; 2) esquema de proceso de colonización bacteriana; 3) imagen real de aflojamiento de implante; 4) Imagen real de colonización bacteriana y periimplantitis (Archanco S, n.d.) En los años recientes, se ha dirigido el enfoque en estrategias de modificación superficial diseñadas no solo para mejorar o acelerar el "anclaje óseo" al facilitar una interfaz biológica entre el implante y el tejido óseo, sino también para optimizar su rendimiento funcional, incluyendo propiedades mecánicas y resistencia a la corrosión. En este marco, las técnicas más comunes incluyen ajustar la rugosidad y la textura de la superficie del implante, así como realizar modificaciones químicas y estructurales en la superficie de contacto con el hueso para lograr un enlace químico directo (Wang et al., 2020). Estas Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 7 intervenciones también buscan fortalecer factores físicos como el anclaje al hueso, la estabilidad biomecánica y la orientación del crecimiento óseo y son esenciales para optimizar la integración y el desempeño de los implantes en aplicaciones clínicas. Para alcanzar este objetivo, se han analizado diversas técnicas para modificar las propiedades superficiales. Estas técnicas pueden clasificarse en dos grandes categorías: modificaciones químicas y modificaciones físicas. Las modificaciones químicas implican recubrir o impregnar la superficie con sustancias que favorezcan la interacción entre el material del implante y las células del tejido, promoviendo así el crecimiento óseo. Los recubrimientos utilizados suelen ser materiales bioactivos, como la hidroxiapatita o el biovidrio. Por otro lado, las modificaciones físicas incluyen técnicas orientadas a cambiar la topografía superficial del material. Dentro de estas categorías, existen varios métodos capaces de crear estructuras superficiales en los implantes, tales como el arenado, el grabado ácido, el espray de plasma o el tratamiento con láser (Rodríguez et al., 2020). Las técnicas láser, en particular, modifican la topografía del sustrato a escalas micrométricas y nanométricas, así como la composición química y la microestructura del material, ofreciendo además una menor contaminación superficial en comparación con otros métodos (Quesada et al., n.d.; Rodríguez et al., 2020; Vorobyev & Guo, 2007). Los protocolos experimentales existentes para evaluar la composición química, los parámetros de porosidad, las modificaciones superficiales o, incluso, la presencia celular en los implantes, son complejos, costosos y, en algunos casos, requieren modificar las muestras. Esta caracterización es crucial para el uso clínico, por lo que se necesitan métodos alternativos más prácticos. En este contexto, las técnicas basadas en las propiedades eléctricas como la impedancia eléctrica resultan técnicas interesantes para evaluar todos estos cambios, incluso la detección de una mejora en la actividad biofuncional de INTRODUCCIÓN 8 implante, relacionando los cambios en la impedancia eléctrica con la proliferación de células óseas en la superficie del implante. Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 9 REFERENCIAS Archanco S, B. A. C. C. V. JC. (n.d.). Revista Higienista. Mantenimiento en Implantología. Enfermedad periimplantaria. Retrieved November 27, 2024, from www.revistahigienistas.com/10praxis.asp. Beltrán, A. M., Alcudia, A., Begines, B., Rodríguez-Ortiz, J. A., & Torres, Y. (2020). Porous titanium substrates coated with a bilayer of bioactive glasses. Journal of Non-Crystalline Solids, 544. https://doi.org/10.1016/j.jnoncrysol.2020.120206 Chen, L. Y., Cui, Y. W., & Zhang, L. C. (2020). Recent development in beta titanium alloys for biomedical applications. Metals, 10(9), 1–29. https://doi.org/10.3390/met10091139 Clinica Universidad de Navarra. (n.d.). Diccionario Médico. https://www.cun.es/diccionario-medico/terminos/implante. Retrieved October 10, 2025, from https://www.cun.es/diccionariomedico/terminos/implante Echeverry-Rendón, M., Galvis, O., Quintero Giraldo, D., Pavón, J., López-Lacomba, J. L., Jiménez-Piqué, E., Anglada, M., Robledo, S. M., Castaño, J. G., & Echeverría, F. (2015). Osseointegration improvement by plasma electrolytic oxidation of modified titanium alloys surfaces. Journal of Materials Science: Materials in Medicine, 26(2), 1–18. https://doi.org/10.1007/s10856-015-5408-4 El Hadad, A. A., Barranco, V., Jiménez-Morales, A., Hickman, G. J., Galván, J. C., & Perry, C. C. (2014). Triethylphosphite as a network forming agent enhances in vitro biocompatibility and corrosion protection of hybrid organic-inorganic solgel coatings for Ti6Al4V alloys. Journal of Materials Chemistry B, 2(45), 7955–7963. https://doi.org/10.1039/c4tb01175a García-Cabezón, C., Godinho, V., Salvo-Comino, C., Torres, Y., & Martín-Pedrosa, F. (2021). Improved corrosion behavior and biocompatibility of porous titanium Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 17 Inicialmente se entendía por biomaterial «Un material diseñado para entrar en contacto con sistemas biológicos y evaluar, tratar, mejorar o reemplazar tejidos, órganos o funciones del cuerpo» (Grainger, 1999). El avance en tecnologías innovadoras ha generado materiales con propiedades físicas, químicas y mecánicas que los vuelven altamente apropiados para implantes. Además, el aumento en el conocimiento en este campo y el progreso tecnológico permiten en ciertos casos diseñar sustancias con características específicas, casi como si fueran materiales "personalizados" (Reeya AGrawaL, 2023). La selección de un material para una aplicación especifica se rige por la adecuación de las propiedades de materiales a los requisitos de dicha aplicación. En el caso de los biomateriales, a los requisitos comunes (mecánicos, químicos y físicos) hay que añadirles los biológicos. Es por ello por lo que aparecen conceptos como la reacción a cuerpo extraño (sobre todo debido a restos de desgaste), el apantallamiento de tensiones, la biocompatibilidad y, más recientemente, la bioactividad y la osteoinducción se han ido introduciendo gradualmente como requisitos de estos biomateriales en el diseño de dispositivos implantables (Vorobyev & Guo, 2007). Es por ello por lo que los biomateriales deben de cumplir una serie de características, comentadas anteriormente y que pasamos a desarrollar: - Biocompatibilidad: Es la capacidad de materiales no vivos, ya sean sintéticos o naturales, de integrarse adecuadamente en un organismo vivo. Se refiere a la capacidad de un material para cumplir con las funciones requeridas en una terapia médica específica, inducir respuestas adecuadas del hospedero sin riesgos de lesiones, toxicidad, rechazo inmunológico, o efectos indeseables locales o sistémicos. Dado que los biomateriales están diseñados para interactuar directamente con tejidos vivos, es crucial que no provoquen reacciones adversas en el cuerpo del hospedero. Se espera que estos materiales no interfieran con la actividad celular normal ni generen respuestas locales o sistémicas no deseadas, sino que, por el contrario, fomenten respuestas celulares y tisulares positivas. CAPÍTULO 1. BIOMATERIALES 18 - Respuesta huésped: se refiere a la “respuesta del organismo huésped (a nivel local y sistémico) frente al material o dispositivo implantado. La mayoría de los materiales no suelen ser inertes, por lo que, que el biomaterial tenga éxito o no, depende en gran medida de cómo el tejido huésped responde al material extraño. En esta interacción, las respuestas suelen estar influenciadas por factores como la duración, propósito y la ubicación de la implantación. - Propiedades mecánicas: Las propiedades mecánicas se integran en el diseño del biomaterial antes de su aplicación, y juegan un papel crucial en el resultado final. Estos materiales destinados a ser biomateriales experimentan diversas fuerzas, como tensión, deformación, cizallamiento y combinaciones de estas. Aspectos como el límite y el módulo elástico, la resistencia a la tracción, la resistencia a la corrosión, la fluencia y la dureza son esenciales y requieren un cuidadoso estudio y evaluación antes de su implantación. Específicamente, para aplicaciones en tejidos duros, las propiedades mecánicas adquieren una importancia primordial. - Corrosión, desgate y fatiga: El desgaste se identifica frecuentemente como una de las principales razones detrás de la falla de los implantes. En ciertas circunstancias, se ha comprobado que el desgaste también puede acelerar la corrosión de dispositivos e implantes biomédicos. Por otro lado, la resistencia a la fatiga guarda relación con la manera en que el material responde a cargas cíclicas repetidas. - Diseño y capacidad de fabricación: el diseño adecuado del material es un factor crítico que considerar en el desarrollo de biomateriales. La capacidad de fabricación se refiere a la capacidad de producir el articulo ideal para su uso previsto con facilidad, costos mínimos y alta fiabilidad. En el contexto de los biomateriales, este concepto abarca además la posibilidad de esterilización mediante técnicas validadas para aplicaciones biomédicas, asegurando que el Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 19 material no se degrade (Reeya AGrawal, 2023; Saenz Ramires, 2004.; Universidad de Sevilla, 2021). CAPÍTULO 1. BIOMATERIALES 20 Se sabe que civilizaciones antiguas como los fenicios, chinos o etruscos ya utilizaban oro en procedimientos de cirugía dental hace más de dos mil años. En la historia de los implantes y dispositivos biomédicos, los dientes de madera o los ojos de vidrio fueron los más comúnmente empleados. En 1829, H. S. Levert realizó los primeros estudios orientados a evaluar la compatibilidad biológica de distintos materiales para implantes, probando en perros diferentes materiales, tales como oro, plata, platino o plomo. Años después se presentaron los primeros conceptos sobre el trasplante total de cadera, algunos de los cuales siguen vigentes hoy en día. En 1893, W. A. Lane desarrolló un sistema de tornillos de carbón para placas de fijación ósea y, pocos años después, William Roentgen descubrió los Rayos X, una herramienta de diagnóstico que revolucionó la traumatología y ortopedia (Charnley J., 1979; De Educación et al., 2011; Grainger, 1999; Jackson, 2011; Saturday & Charnley, 1960; Waugh W, 1990; Winfield, 2007). 1.2 Breve evolución de los Biomateriales Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 21 Figura1-2. a) Prótesis dental fenicia (circa 400-600 a.C.) b) Prótesis dental etrusca (circa 300 a.C.) c) Implante de ojo de material cerámico d) Partes componentes de un implante total de cadera. (De Educación et al., 2011) Con el inicio del siglo XX, los aceros inoxidables comenzaron a usarse en dispositivos ortopédicos, motivado por su buena resistencia a la corrosión. En 1931, el cirujano de Boston Marius Smith-Petersen creó un dispositivo hecho de vidrio para la implementación de prótesis parciales de cadera. En 1936, gracias a los trabajos de C. S. Venable y W. G. Stuck, se introdujeron aleaciones de cobalto en cirugía ortopédica, que se convirtieron en las más usadas en este campo. Posteriormente, en 1938 se realizó el primer reemplazo total de cadera, y tras la Segunda Guerra Mundial, se introdujeron nuevas técnicas quirúrgicas y ortopédicas impulsadas por los avances en medicina (De Educación et al., 2011). A inicios de los años 50, se desarrollaron aleaciones de titanio que aún hoy se utilizan. Las prótesis de cadera de acero inoxidable comenzaron a implantarse regularmente. En los años 70, se empezaron a utilizar materiales porosos para facilitar los procesos de osteointegración, y en la década siguiente se realizaron mejoras significativas en las técnicas quirúrgicas y en los materiales usados. William Harris, junto con el MIT (Massachusetts Institute of Technology), desarrolló en 1984 un equipo para medir la presión a la que se somete una cadera funcional in vivo; además, se introdujo el sistema modular de reemplazo de cadera, consistente en una prótesis compuesta de partes intercambiables. Aunque estos materiales ya eran de uso común en medicina, el término "biomateriales" todavía no era conocido. Es posible que este campo de la ciencia CAPÍTULO 1. BIOMATERIALES 22 se haya consolidado a partir de los simposios organizados desde 1969 en la Universidad de Clemson (Carolina del Sur, EE. UU.). El éxito de estos encuentros llevó a la creación de la Sociedad de Biomateriales de los Estados Unidos, cuya primera reunión en 1975 contó con la participación de 382 personas de 15 países. Así, surgió una comunidad de investigadores e ingenieros dedicados al diseño de materiales con criterios específicos y científicos interesados en la biocompatibilidad. En la actualidad, existen grupos académicos, programas educativos y centros de investigación que se especializan en la ingeniería y ciencia de los biomateriales. A la par de estos avances en investigación y educación, se han establecido cientos de empresas dedicadas a la fabricación de dispositivos biomédicos que utilizan biomateriales. Finalmente, cabe destacar que fue recién en 1990 cuando comenzaron a publicarse los primeros textos especializados en la ciencia de los biomateriales (Charnley J., 1979; De Educación et al., 2011; Grainger, 1999; Jackson, 2011; Saturday & Charnley, 1960; Waugh W, 1990; Winfield, 2007). Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 23 Para garantizar que un material sea biocompatible, característica imprescindible que deben tener estos biomateriales y explicada en el apartado 1.1, este debe ser capaz de desempeñar su función sin generar toxicidad en el organismo ni provocar reacciones adversas en el paciente (es decir, debe ser bioinerte).Sin embargo, en la actualidad, no basta con que un material cumpla únicamente con esta característica; en muchos casos, también se demanda que posea otras propiedades específicas, como las siguientes: - Bioatolerantes y bioinerte (1ª generación): son materiales que, al interactuar con el tejido del paciente, desarrollan una capa fibrosa que los aísla del entorno del implante. Esta capa se forma a partir de una reacción química con el medio circundante. Si bien estos materiales no son rechazados por el organismo, tampoco logran integrarse completamente en el tejido del paciente. 1.3 Tipo de Biomateriales CAPÍTULO 1. BIOMATERIALES 24 - Biodegradables (2ª y 3ª generación): Los materiales biodegradables son aquellos que pueden descomponerse dentro del entorno implantado en un periodo de tiempo razonable. Este proceso es particularmente relevante cuando se combina con la liberación controlada de medicamentos, permitiendo regular la dosificación de los mismos en el paciente de manera eficaz. - Bioactivos (3ª y 4ª generación): Los materiales bioactivos, además de ser aceptados por el organismo sin provocar respuestas adversas, tienen la capacidad de estimular respuestas biológicas específicas. Por ejemplo, pueden inducir procesos como el crecimiento de tejido óseo, favoreciendo la regeneración y reparación dentro del cuerpo (Ødegaard et al., 2020; Sharma et al., 2020; Tran et al., 2009). Figura 1-3. Línea temporal del uso de los biomateriales. Por otro lado, los diversos propósitos quirúrgicos requieren diferentes tipos de biomateriales y estos pueden clasificarse según su composición química en metales, cerámicos y polímeros. Dentro de todos los materiales biomédicos, los metales son los más usados en la práctica clínica (Navarro et al., 2008) . Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 25 Tabla 1-1. Tipos de biomateriales según la naturaleza, ventajas, desventajas y aplicaciones. MATERIAL VENTAJAS DESVENTAJAS APLICACIONES METALES Resistencia a esfuerzos de alto impacto, alta resistencia al desgaste. Baja compatibilidad, corrosión en medios fisiológicos, alta densidad, perdida de propiedades mecánicas con tejidos conectivos suaves. Fijación ortopédica: tornillos, clavos, placas, barras intercolumnares. CERÁMICAS Buena compatibilidad, resistencia a la corrosión, inerte. Fractura ante esfuerzos de alto impacto, difícil fabricación, baja resistencia mecánica, no elásticos, alta densidad. Prótesis de cadera, dientes, dispositivos transcutáneos. POLÍMEROS Elásticos, fáciles de fabricar, baja densidad. Baja resistencia mecánica, degradación con el tiempo. Suturas, aterías, venas, nariz, dientes… COMPUESTOS Buena compatibilidad, inertes, resistencia a la corrosión, alta resistencia a los esfuerzos. Carecen de consistencia en la fabricación del material. Válvulas cardíacas, marcapasos, uniones óseas. 1.3.1 Metales Los biomateriales metálicos, también conocidos como materiales biometálicos, han demostrado ser ampliamente utilizados en el ámbito biomédico debido a sus destacadas propiedades mecánicas y químicas. Estos materiales cumplen con los estrictos requerimientos de biocompatibilidad necesarios para su aplicación en implantes y dispositivos médicos. Entre sus principales ventajas se encuentran su alta resistencia mecánica, buena resistencia a la corrosión y durabilidad frente a la fatiga, aspectos esenciales para soportar las demandas de cargas cíclicas prolongadas. Por ejemplo, el titanio comercialmente puro (Ti c.p.) en estructuras porosas puede soportar hasta 0,65×10⁶ ciclos de carga sin comprometer su integridad estructural (De Educación et al., 2011; Navarro et al., 2008). En comparación con otros tipos de biomateriales como los biocerámicos y los biopolímeros, los biometálicos presentan ventajas adicionales, tales como CAPÍTULO 1. BIOMATERIALES 26 ductilidad, tenacidad frente a la fractura, resistencia al desgaste y una notable capacidad para tolerar daños. Esto los hace ideales para aplicaciones que requieren soportar cargas cíclicas y entornos exigentes. Además, poseen una gran facilidad de fabricación, lo que ha favorecido su uso durante décadas en una amplia variedad de implantes, como prótesis ortopédicas, dispositivos dentales y reemplazos articulares (De Educación et al., 2011; Prasad et al., 2017; Van Noort, 1987). Sin embargo, también enfrentan ciertas limitaciones. Uno de los principales desafíos es su capacidad de osteointegración, ya que los metales no poseen una afinidad natural con los tejidos óseos, lo que puede limitar su integración directa con el organismo. Asimismo, sus propiedades mecánicas, al ser generalmente superiores a las del tejido óseo al que sustituyen, pueden provocar desajustes biofuncionales, como el fenómeno de "apantallamiento de tensiones". Entre los materiales biometálicos más comunes en la biomedicina destacan los aceros inoxidables austeníticos, las aleaciones de cromo-cobalto y el titanio y sus aleaciones, como el Ti6Al4V, ampliamente reconocido por su capacidad para formar estructuras porosas complejas que mejoran la integración biológica y favorecen la regeneración ósea. Estas características convierten a los biomateriales metálicos en una opción clave para aplicaciones clínicas avanzadas y el desarrollo de dispositivos médicos duraderos y funcionales (El Hadad et al., 2014; Navarro et al., 2008b; Tamilselvi et al., 2006; Van Noort, 1987). 1.3.2 Cerámicos Los materiales cerámicos, también conocidos como biocerámicos, destacan por su excelente biocompatibilidad y alta resistencia al desgaste, a la compresión y a agentes químicos, características que los convierten en opciones ideales para diversas aplicaciones biomédicas. Frente a otros biomateriales, como los metálicos o polímeros, los biocerámicos presentan ventajas notables, tales como un módulo de Young parecido al del hueso, lo que reduce los desajustes Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 33 mecánicos del hueso, sus aleaciones, como el titanio comercialmente puro (CP Ti) y el Ti6Al4V, han mejorado sus propiedades mecánicas. La capa natural de óxido TiO2 en su superficie es clave para su biocompatibilidad (Agrawal et al., 2023; Barrère et al., 2008; Echeverry-Rendón et al., 2015; Universidad de Sevilla, 2021; Vorobyev & Guo, 2007b). El Ti c.p. se usa en implantes dentales debido a su microestructura alfa monofásica, mientras que el Ti6Al4V, con una microestructura alfa-beta, es común en aplicaciones ortopédicas. Los elementos Al y V mejoran las propiedades mecánicas del Ti6Al4V, duplicando su resistencia en comparación con el titanio puro. Sin embargo, el vanadio plantea preocupaciones de toxicidad, lo que llevó al desarrollo de aleaciones Ti-6Al-7Nb, que sustituyen el vanadio por niobio para solventar esos problemas de citotoxicidad. (Agrawal et al., 2023; Universidad de Sevilla, 2021; Zhu et al., 2021). Figura 1-4. Utilización de las aleaciones de Titanio β para la fabricación de implantes (CROWNVAL Tecnología al Servicio de la Salud, n.d.; Gema López Albendea, 2022; ucam dental, n.d.). CAPÍTULO 1. BIOMATERIALES 34 Sin embargo, a pesar de las numerosas ventajas y altas tasas de éxito de los implantes de Ti, entre un 5 y un 10 % de ellos fallan, lo cual es inaceptable teniendo en cuenta la gran cantidad de implantes realizados anualmente (Guo et al., 2021; Howe et al., 2019; Universidad de Sevilla, 2021) . Existen dos problemas principales que limitan el uso de estos materiales como biomateriales: la reabsorción ósea del tejido que rodea el implante, vinculada al fenómeno de apantallamiento de tensiones debido a la discrepancia entre el módulo de Young de la aleación y el del tejido óseo cortical (110MPa vs 25MPa, 70MPa vs 25MPa), y los problemas en la interfase del implante (como el aflojamiento, proliferación bacteriana, entre otros), que están relacionados con una deficiente osteointegración (Echeverry-Rendón et al., 2015; Liu et al., 2019; Rodríguez et al., 2020) Figura 1-5. Grado de osteointegración del implante mediante ortopantomografía digital (arriba) y tomografía computarizada de haz icónico (abajo) (Thopte et al., 2016) Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 35 Como primera propuesta para solventar los problemas de apantallamiento de tensiones debidos a las diferencias entre los módulos de Young del implante y el hueso, una cantidad significativa de investigaciones se ha centrado en las aleaciones de Ti-β, impulsadas principalmente por la necesidad de desarrollar implantes basados en materiales metálicos que combinen una alta elasticidad con una biocompatibilidad similar a la del titanio puro. Estas aleaciones se comenzaron a estudiar ya que incorporan otros elementos químicos que son biocompatibles para reemplazar el aluminio y el vanadio, causantes de los problemas de citotoxicidad en el organismo. Además de esto, se ha visto que presentan propiedades mecánicas destacables, lo que las hace adecuadas para la fabricación de implantes y solventar así la problemática existente (Prakash et al., 2016; Xie et al., 2013) Dentro de estas aleaciones de tipo β, la aleación Ti35Nb7Zr5Ta es considerada en la literatura como una opción destacada para la producción de bioimplantes debido a sus propiedades sobresalientes. Presenta un módulo de elasticidad de E=55–64 GPa, que se aproxima al rango del hueso cortical (20–25 GPa). Además, cuenta con una resistencia a la fractura (σf) de 265 MPa, un límite elástico (σy) entre 480 y 530 MPa, y una resistencia máxima a la tracción (UTS) en el rango de 540 a 590 MPa. Esta aleación ofrece una excelente biocompatibilidad, no genera reacciones alérgicas ni presenta problemas de citotoxicidad. Estas cualidades se deben a la incorporación de elementos estabilizadores de la fase β (Nb-Zr-Ta), los cuales reducen la temperatura de transición β, extienden la región β en el diagrama de fases y mejoran la estabilidad de dicha fase (Mohammed, 2014; Raza et al., 2021). Aunque estas aleaciones han demostrado un buen desempeño, su módulo de elasticidad (Young) sigue siendo notablemente superior al del hueso, lo que significa que los problemas asociados al "stress shielding" y a la interacción en la interfaz hueso-implante aún no se han solucionado por completo. En este contexto, la literatura ha explorado extensamente el uso de implantes de titanio CAPÍTULO 1. BIOMATERIALES 36 poroso como una estrategia para reducir el módulo de elasticidad y acercarlo al del hueso, con el propósito de mitigar estas complicaciones no deseadas. Disminuir la rigidez del implante es crucial, ya que permite mejorar la distribución de los esfuerzos y favorece las condiciones necesarias para la remodelación ósea (Beltrán et al., 2020; García-Cabezón et al., 2021; Tamilselvi et al., 2006) Por otra parte, el nivel de porosidad requerido en el implante para ajustar su rigidez es considerablemente menor, reduciendo el impacto negativo en las propiedades mecánicas del mismo. En cuanto a la solución de los problemas asociados a la interfase huesoimplante, recientemente se ha estudiado que la topografía superficial de los implantes de titanio tiene un impacto significativo en el rendimiento del implante. En particular, se ha investigado cómo la rugosidad a nivel nanométrico puede influir en el comportamiento de la interfase del implante, evidenciando que tanto las microestructuras como las nanoestructuras afectan los procesos biológicos en las interfaces de los implantes (Lario-Femenía et al., 2016; Vorobyev & Guo, 2007). Además, la rugosidad y las características a escala nanométrica pueden influir en la humectabilidad de la superficie, lo que a su vez impacta en la adhesión celular. Para comprender mejor la interacción entre estas estructuras y el tejido huésped, es crucial emplear técnicas de modificación superficial que permitan la generación de estructuras periódicas repetibles y controlables a nivel nanométrico o la realización de recubrimientos superficiales que aíslen al implante del exterior en el caso en el que se produzcan problemas de citotoxicidad y que mejoren el módulo de Young y la rugosidad de la superficie del material del sustrato (Rodríguez et al., 2020; Vorobyev & Guo, 2007). Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 37 Figura 1-6. Estructuras típicas posteriores a la ablación por tratamiento láser de femtosegundo en Ti6Ai4V. a) Vista total; b) vista cercana y c) detalles de la morfología (superior) Imágenes de vista plana de los recubrimientos de Ti6Al4V en discos de Titanio c.p (inferior) (Sánchez-López et al., 2023). En la Figura 1-6 se ven ejemplos de cómo quedan las superficies de los implantes de titanio tras realizarles tratamientos superficiales. En la Figura 1-7 superior, vemos una de las técnicas física de modificación, láser femtosegundo y, en la Figura 1-6 inferior, una de las técnicas químicas, recubrimientos por deposición física en fase vapor. CAPÍTULO 1. BIOMATERIALES 38 REFERENCIAS: Agrawal, R., Kumar, A., Mohammed, M. K. A., & Singh, S. (2023). Biomaterial types, properties, medical applications, and other factors: a recent review. In Journal of Zhejiang University: Science A (Vol. 24, Issue 11, pp. 1027–1042). Zhejiang University. https://doi.org/10.1631/jzus.A2200403 Balart, R., Garcia-Garcia, D., Fombuena, V., Quiles-Carrillo, L., & Arrieta, M. P. (2021). Biopolymers from natural resources. In Polymers (Vol. 13, Issue 15). MDPI AG. https://doi.org/10.3390/polym13152532 Barrère, F., Mahmood, T. A., de Groot, K., & van Blitterswijk, C. A. (2008). Advanced biomaterials for skeletal tissue regeneration: Instructive and smart functions. In Materials Science and Engineering R: Reports (Vol. 59, Issues 1–6, pp. 38–71). https://doi.org/10.1016/j.mser.2007.12.001 Beltrán, A. M., Alcudia, A., Begines, B., Rodríguez-Ortiz, J. A., & Torres, Y. (2020). Porous titanium substrates coated with a bilayer of bioactive glasses. Journal of Non-Crystalline Solids, 544. https://doi.org/10.1016/j.jnoncrysol.2020.120206 Charnley J. (1979). Low friction arthroplasty of the hip. Theory & practice. In Springer. CROWNVAL Tecnología al Servicio de la Salud. (n.d.). CROWNVAL Tecnología al Servicio de la Salud. Productos y Servicios de Implantología Quirúrgica de Alta Calidad. Retrieved December 28, 2024, from https://crownval.com.ar/ Susana Cortizo -Tamara, E. M., Oberti, G., & Peruzzo, P. J. (2023). Introducción a la síntesis de polímeros Libros de Cátedra (exactas, Ed.; 1st ed.). De Educación, M., Sileoni, A. E., María, L., Almandoz, R., & Díaz, I. R. (2011). Autoridades Presidente de la Nación Dra. Cristina Fernández de Kirchner. Duffó, G. (2005). Biomateriales : una mejor calidad de vida. In Editorial Universitaria de Buenos Aires Sociedad de Economía Mixta (Ed.), Ciencia Joven (1a). Echeverry-Rendón, M., Galvis, O., Quintero Giraldo, D., Pavón, J., LópezLacomba, J. L., Jiménez-Piqué, E., Anglada, M., Robledo, S. M., Castaño, J. G., & Echeverría, F. (2015). Osseointegration improvement by plasma electrolytic oxidation of modified titanium alloys surfaces. Journal of Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 39 Materials Science: Materials in Medicine, 26(2), 1–18. https://doi.org/10.1007/s10856-015-5408-4 El Hadad, A. A., Barranco, V., Jiménez-Morales, A., Hickman, G. J., Galván, J. C., & Perry, C. C. (2014). Triethylphosphite as a network forming agent enhances in vitro biocompatibility and corrosion protection of hybrid organic-inorganic sol-gel coatings for Ti6Al4V alloys. Journal of Materials Chemistry B, 2(45), 7955–7963. https://doi.org/10.1039/c4tb01175a Elhadad, A. A., Alcudia, A., Begines, B., Pérez-Soriano, E. M., & Torres, Y. (2022). A multidisciplinary perspective on the latest trends in artificial cartilage fabrication to mimic real tissue. In Applied Materials Today (Vol. 29). Elsevier Ltd. https://doi.org/10.1016/j.apmt.2022.101603 Freepik. (n.d.). FREEPIK. Ilustración Biomateriales. Retrieved December 28, 2024, from https://www.freepik.es/vector-premium/ilustracion-biomaterialesconjunto-coleccion-reemplazo-organos-etiquetados_7807090.htm García-Cabezón, C., Godinho, V., Salvo-Comino, C., Torres, Y., & MartínPedrosa, F. (2021). Improved corrosion behavior and biocompatibility of porous titanium samples coated with bioactive chitosan-based nanocomposites. Materials, 14(21). https://doi.org/10.3390/ma14216322 Gema López Albendea. (2022, February 21). Cuidate Plus Marca. Cómo Prepararnos Para Una Cirugía de Prótesis de Muñeca. Grainger, D. W. (1999). The Williams Dictionary of Biomaterials. Materials Today, 2(3), 29. https://doi.org/10.1016/S1369-7021(99)80066-2 Guo, T., Gulati, K., Arora, H., Han, P., Fournier, B., & Ivanovski, S. (2021). Orchestrating soft tissue integration at the transmucosal region of titanium implants. In Acta Biomaterialia (Vol. 124, pp. 33–49). Acta Materialia Inc. https://doi.org/10.1016/j.actbio.2021.01.001 Howe, M. S., Keys, W., & Richards, D. (2019). Long-term (10-year) dental implant survival: A systematic review and sensitivity meta-analysis. In Journal of Dentistry (Vol. 84, pp. 9–21). Elsevier Ltd. https://doi.org/10.1016/j.jdent.2019.03.008 Jackson, J. (2011). Father of the modern hip replacement: Professor Sir John Charnley (1911-82). Journal of Medical Biography, 19(4), 151–156. https://doi.org/10.1258/jmb.2011.011021 Javaid, M., & Haleem, A. (2018). Additive manufacturing applications in orthopaedics: A review. In Journal of Clinical Orthopaedics and Trauma (Vol. 9, CAPÍTULO 1. BIOMATERIALES 40 Issue 3, pp. 202–206). Elsevier B.V. https://doi.org/10.1016/j.jcot.2018.04.008 Lario-Femenía, J., Amigó-Mata, A., Vicente-Escuder, Á., Segovia-López, F., & Amigó-Borrás, V. (2016). Development of titanium alloys and surface treatments to increase the implants lifetime. Revista de Metalurgia, 52(4). https://doi.org/10.3989/revmetalm.084 Liu, W., Liu, S., & Wang, L. (2019). Surface Modification of Biomedical Titanium Alloy: Micromorphology, Microstructure Evolution and Biomedical Applications. In Coatings (Vol. 9, Issue 4). Multidisciplinary Digital Publishing Institute (MDPI). https://doi.org/10.3390/coatings9040249 Materiales compuestos o composites. (n.d.). Retrieved December 26, 2024, from kimerius.com Mehta, N., Cunningham, E., Doherty, M., Sainsbury, P., Bolaji, I., Firoozi-Nejad, B., & Smyth, B. M. (2022). Using regional material flow analysis and geospatial mapping to support the transition to a circular economy for plastics. Resources, Conservation and Recycling, 179. https://doi.org/10.1016/j.resconrec.2021.106085 Mohammed, M. T. (2014). Beta Titanium Alloys: The Lowest Elastic Modulus for Biomedical Applications: A Review. https://www.researchgate.net/publication/265396160 Navalcomposites. (n.d.). Conceptos de Los Materiales Compuestos. Retrieved November 27, 2024, from https://www.navalcomposites.com/materialescompuestos Navarro, M., Michiardi, A., Castaño, O., & Planell, J. A. (2008a). Biomaterials in orthopaedics. In Journal of the Royal Society Interface (Vol. 5, Issue 27, pp. 1137– 1158). Royal Society. https://doi.org/10.1098/rsif.2008.0151 Ødegaard, K. S., Torgersen, J., & Elverum, C. W. (2020). Structural and biomedical properties of common additively manufactured biomaterials: A concise review. In Metals (Vol. 10, Issue 12, pp. 1–23). MDPI AG. https://doi.org/10.3390/met10121677 Pires, P. C., Mascarenhas-Melo, F., Pedrosa, K., Lopes, D., Lopes, J., MacárioSoares, A., Peixoto, D., Giram, P. S., Veiga, F., & Paiva-Santos, A. C. (2023). Polymer-based biomaterials for pharmaceutical and biomedical Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 41 applications: A focus on topical drug administration. In European Polymer Journal (Vol. 187). Elsevier Ltd. https://doi.org/10.1016/j.eurpolymj.2023.111868 Prakash, C., Kansal, H. K., Pabla, B. S., & Puri, S. (2016). Multi-objective optimization of powder mixed electric discharge machining parameters for fabrication of biocompatible layer on β-Ti alloy using NSGA-II coupled with Taguchi based response surface methodology. Journal of Mechanical Science and Technology, 30(9), 4195–4204. https://doi.org/10.1007/s12206-016-08310 Prasad, K., Bazaka, O., Chua, M., Rochford, M., Fedrick, L., Spoor, J., Symes, R., Tieppo, M., Collins, C., Cao, A., Markwell, D., Ostrikov, K., & Bazaka, K. (2017). Metallic biomaterials: Current challenges and opportunities. In Materials (Vol. 10, Issue 8). MDPI AG. https://doi.org/10.3390/ma10080884 Ratner, B. D. . (2004). Biomaterials science : an introduction to materials in medicine. Elsevier Academic Press. Raza, D., Kumar, G., Uzair, M., Singh, M. K., Sultan, D., & Kumar, R. (2021). Development and heat treatment of β-phase titanium alloy for orthopedic application. Materials Today: Proceedings, 50, 649–654. https://doi.org/10.1016/j.matpr.2021.03.665 Reeya AGRAWAL (2023). Biomaterial types, properties, medical applications, and other factors: a recent review. In Journal of Zhejiang University: Science A (Vol. 24, Issue 11, pp. 1027–1042). Zhejiang University. https://doi.org/10.1631/jzus.A2200403 Rodríguez, Á., Trueba, P., Amado, J. M., Tobar, M. J., Giner, M., Amigó, V., & Torres, Y. (2020). Surface modification of porous titanium discs using femtosecond laser structuring. Metals, 10(6), 1–18. https://doi.org/10.3390/met10060748 Saenz Ramires, A. (2004). Dialnet-biomateriales. In Tecnología en Marcha (1st ed., Vol. 17, pp. 34–45). https://revistas.tec.ac.cr/index.php/tec_marcha/article/view/1432 Sánchez-López, J. C., Rodríguez-Albelo, M., Sánchez-Pérez, M., Godinho, V., López-Santos, C., & Torres, Y. (2023). Ti6Al4V coatings on titanium samples by sputtering techniques: Microstructural and mechanical characterization. Journal of Alloys and Compounds, 952. https://doi.org/10.1016/j.jallcom.2023.170018 CAPÍTULO 1. BIOMATERIALES 42 Saturday, L., & Charnley, J. (1960). BRITISH MEDICAL JOURNAL SURGERY OF THE HIP-JOINT* PRESENT AND FUTURE DEVELOPMENTS. Sharma, R., Smits, I. P. M., De La Vega, L., Lee, C., & Willerth, S. M. (2020). 3D Bioprinting Pluripotent Stem Cell Derived Neural Tissues Using a Novel Fibrin Bioink Containing Drug Releasing Microspheres. Frontiers in Bioengineering and Biotechnology, 8. https://doi.org/10.3389/fbioe.2020.00057 Subido por. (n.d.). https://www.facebook.com/pages/InterfaseTamilselvi, S., Raman, V., & Rajendran, N. (2006). Corrosion behaviour of Ti-6Al7Nb and Ti-6Al-4V ELI alloys in the simulated body fluid solution by electrochemical impedance spectroscopy. Electrochimica Acta, 52(3), 839–846. https://doi.org/10.1016/j.electacta.2006.06.018 Thopte, S., Chopra, A., Mhapuskar, A. A., Marathe, S., Nisa, S. U., & Saddiwal, R. (2016). Evaluation of Osseointegration in Implants using Digital Orthopantomogram and Cone Beam Computed Tomography. The Journal of Contemporary Dental Practice, 17(11), 953–957. https://doi.org/10.5005/jpjournals-10024-1961 Tran, P. A., Sarin, L., Hurt, R. H., & Webster, T. J. (2009). Opportunities for nanotechnology-enabled bioactive bone implants. Journal of Materials Chemistry, 19(18), 2653–2659. https://doi.org/10.1039/b814334j ucam dental. (n.d.). Ucam dental. Ucam Dental. Retrieved December 28, 2024, from ucamdental.com Universidad de Sevilla. (2021). Biomaterials: Basic principles. 82–93. https://doi.org/https://doi.org/10.1142/9789811228186_0004 Van Noort, R. (1987). Titanium: The implant material of today. In Journal of Materials Science (Vol. 22, Issue 11, pp. 3801–3811). Kluwer Academic Publishers. https://doi.org/10.1007/BF01133326 Vorobyev, A. Y., & Guo, C. (2007a). Femtosecond laser structuring of titanium implants. Applied Surface Science, 253(17), 7272–7280. https://doi.org/10.1016/j.apsusc.2007.03.006 Waugh W, C. J. (1990). The man and the hip. Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 49 Tras ver esta clasificación y observar la amplia cantidad de técnicas que existen, se va a comentar brevemente en qué consisten algunas de estas técnicas de fabricación a partir de material en polvo, ya que han sido las empleadas en la parte experimental de esta tesis doctoral. Estado del material inicial Nombre de la técnica, referencias ¿En qué fase se generan los poros? Metal líquido Técnica de espaciadores (SH) Partículas granulares Réplica de esqueletos poliméricos Inyección directa de gas en el liquido Agente espumante (H2) GASAR de hidrógeno eutéctico Durante el vertido en el molde. Requiere la posterior eliminación mediante un proceso de lixiviación o térmico. Durante la formación de las burbujas de gas, por atrapamiento Metal en polvo Diferentes coeficientes de difusión de partículas Partículas de diferentes tamaños Compactación a bajas presiones Sinterización suelta Sinterización suelta y partículas de diferente tamaño Moldeo por inyección de polvo metálico (MIM) Espaciadores Partículas granulares Réplica de esqueletos poliméricos Gas Ar atrapado en polvo Agente espumante mezclado en el polvo Agente espumante mezclado en el polvo y posterior compactación Prototipado rápido Síntesis autopropagada a alta temperatura (SHS) Superposición de diferentes láminas Espuma de chapa Lamina porosa sobre núcleo solido Sinterización selectiva por láser (SLS) Fusión selectiva por láser (SLM) Sinterización directa de metales por láser (DMLS) Sinterización asistida por corriente eléctrica (ECAS) Condensadores de electrodescarga Fusión por haz de electrones (Arcam) Fusión combinada por haz de electrones Durante sinterización Durante compactación Durante no-compactación Durante inyección de polvo Durante compactación. Requiere la posterior eliminación del espaciador mediante un proceso de lixiviación o térmico Durante la compactación se generan burbujas por gas atrapado o por expansión Durante la fabricación del verde por estratificación de capas según el modelo anterior Durante la propagación de la ola de calor añadida tras la compactación y precalentamiento Durante la compactación mediante espaciadores. Eliminación posterior del separador por lixiviación o un proceso térmico Durante la sinterización capa por capa por el rayo láser Durante la sinterización de una solo capa por el haz de láser Durante la compactación de polvo y la aplicación de campo eléctrico al mismo tiempo Durante la compactación del polco con electrodescarga Durante la fabricación en verde y la sinterización capa por capa En la fabricación del verde mediante el uso de una espuma polimérica andamio Preforma Esferas metálicas huecas Durante la fabricación de la preforma metálica y la compactación Suspensión de polvo metálico Inmersión de andamios poliméricos Congelación direccional Electrodeposición de metal sobre sustrato polimérico Durante el recubrimiento del andamio Durante el crecimiento dendrítico del líquido conductor del proceso Durante la deposición de iones metálicos en el andamio de espuma Tabla 2-1.Resumen de las técnicas existentes en la literatura para la fabricación de sustratos porosos CAPÍTULO 2. TÉCNICAS DE FABRICACIÓN Y MODIFICACIÓN DE MATERIALES POROSOS 50 2.1.1 Técnica con variación de presiones de compactación. Pulvimetalurgia convencional. La metalurgia de polvos es la producción y manipulación de metales en forma de polvos finos, que pueden prensarse y sinterizarse para formar objetos. La Figura 2-2 muestra esquemáticamente el proceso de producción, el cual consiste en mezclar polvos elementales o de aleaciones, compactar la mezcla en un molde y luego sinterizar, o calentar las formas resultantes en un horno con atmósfera controlada para unir las partículas metalúrgicamente. La mezcla de materiales permite personalizar ciertas propiedades del material para producir características específicas adecuadas a una aplicación en particular. Figura 2-2. esquema del proceso de producción por pulvimetalurgia convencional La metalurgia de polvos comprende un conjunto de tecnologías de producción que procesan materia prima en forma de polvo para fabricar componentes de diversos tipos. Estas tecnologías generalmente implican la mayoría o todos los siguientes pasos: - Producción de polvo Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 51 Cualquier material fusible puede atomizarse. Se han desarrollado varias técnicas que permiten altas tasas de producción de partículas en polvo, a menudo con un considerable control sobre los rangos de tamaño de grano de la población final. Los polvos pueden prepararse mediante trituración, molienda, reacciones químicas o deposición electrolítica. - Mezcla de polvos - Formación del polvo mezclado en un compacto El proceso de consolidación predominante implica el prensado en una seriede herramientas rígidas, que comprende un molde, punzones y, posiblemente, mandriles o núcleos. Los polvos se compactan en una matriz a presiones que suelen ser tan bajas como 130MPa o tan altas como 1000MPa, según los requisitos de densidad de la probeta y la compresibilidad del polvo que se está compactando. Sin embargo, también existen otros procesos de consolidación que se utilizan en aplicaciones específicas. - Sinterización del compacto para mejorar su integridad y resistencia Este paso consiste en calentar el material, a una temperatura inferior al punto de fusión del componente principal. Ocasionalmente un componente secundario puede formar una fase líquida a la temperatura de sinterización, lo que se conoce como sinterización en fase líquida. Las piezas obtenidas mediante sinterización poseen la resistencia necesaria para satisfacer los requisitos funcionales de los componentes. En muchos casos, los productos fabricados por metalurgia de polvos están listos para su utilización inmediatamente después del proceso de sinterización. - Operaciones secundarias En la industria de la metalurgia de polvos, la aplicación de procesos de acabado a la pieza sinterizada se suele denominar frecuentemente como "operaciones secundarias"(Metal Powder Industries Federation, n.d.; Metallurgy Site, n.d.). CAPÍTULO 2. TÉCNICAS DE FABRICACIÓN Y MODIFICACIÓN DE MATERIALES POROSOS 52 2.1.2 Sinterización suelta (loose sintering) Este método se utiliza ampliamente para fabricar piezas con alta porosidad. El proceso implica la sinterización de polvos metálicos sin compactación previa ni aplicación de presión externa, sería un proceso similar a pulvimetalurgia convencional aplicando 0MPa a la etapa de compactación. El polvo se vierte en un molde que luego se calienta hasta alcanzar la temperatura de sinterización bajo una atmósfera controlada. Al no aplicarse presión de compactación, la densidad inicial del material corresponde a la densidad aparente. Si el polvo ha sido sometido a vibración, la densidad del material corresponde a la densidad tras el golpeo. La complejidad y la forma de las piezas producidas mediante este método dependen significativamente de las propiedades de flujo de los polvos utilizados. Dado que el proceso de sinterización generalmente provoca una contracción, esta técnica es adecuada únicamente para formas en las que dicha contracción pueda ocurrir sin restricciones del molde, evitando así la formación de grietas. Por lo general, esta técnica se utiliza principalmente para la fabricación de estructuras porosas, ya que las piezas resultantes suelen tener formas sencillas y una densidad baja después de la sinterización. No obstante, al emplear partículas de tamaño muy reducido, es posible alcanzar una mayor densidad en el producto final. A pesar de ello, la complejidad geométrica de las piezas está limitada por la forma de la cavidad del molde cerámico. Es una técnica sencilla y económica para obtener las porosidades requeridas que garanticen los valores deseados de módulo elástico y resistencia apropiados para aplicaciones biomédicas(Ahn et al., 2013; Esen et al., 2009). Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 53 Figura 2-3. Esquema del proceso de producción por loose sintering (Li-Yin et al., 2023) 2.1.3 Fabricación aditiva: sinterización selectiva por láser El sinterizado selectivo por láser (SLS) y el fundido selectivo por láser (SLM) son dos técnicas de fabricación aditiva utilizadas principalmente para la producción de geometrías complejas de materiales metálicos, cerámicos, poliméricos y otros, con altas precisiones dimensionales (en el orden de las décimas de micra en el espesor de capa, superando significativamente a otros procesos de fabricación aditiva). Estas técnicas son ideales para crear piezas cuyas propiedades mecánicas deben ser lo suficientemente robustas como para soportar diversas condiciones de carga una vez que estén en servicio. Ambas emplean como fuente de excitación un láser de alta energía que sinteriza (proceso en el cual se calienta un polvo compactado a una temperatura inferior al punto de fusión, permitiendo la adhesión entre las partículas sin llegar a fundirlas) o funde el material de aporte en forma de polvo, construyendo la geometría capa por capa. Aunque tanto el SLS como el SLM operan de manera similar, la diferencia principal radica en la temperatura de operación del láser. En el caso del SLS, el material no alcanza su temperatura de fusión, mientras que en el SLM sí se llega a esta temperatura. En ambas técnicas, el material se aporta como un lecho de polvo, lo que permite fabricar piezas sin la necesidad de estructuras de soporte. Sin embargo, esto también complica la generación de cavidades internas, ya que CAPÍTULO 2. TÉCNICAS DE FABRICACIÓN Y MODIFICACIÓN DE MATERIALES POROSOS 54 estas quedarían llenas de polvo. La energía es aplicada puntualmente a través del láser. El proceso de fabricación en ambas técnicas se divide en las siguientes etapas claramente definidas: 1. Preparación: Esta fase incluye todos los pasos anteriores a la puesta en funcionamiento de la máquina, como la calibración adecuada del sistema, el ajuste de los parámetros operativos, la reposición del polvo necesario para la fabricación de la pieza y la creación del modelo CAD a través del software adecuado para su procesamiento. 2. Fabricación: Una vez que el dispositivo está listo, comienza el proceso de SLS o SLM, el cual se subdivide en tres etapas: a. Deposición: Un rodillo extiende una capa uniforme de polvo, que será sinterizada o fundida, y elimina el material sobrante de la capa anterior, garantizando la horizontalidad y uniformidad de la capa siguiente. b. Sinterización/Fundido: Con la capa de polvo dispuesta, el láser emite su rayo hacia un espejo vibrante controlado por ordenador, que redirige el haz al punto específico de la capa que debe ser sinterizado o fundido. En el SLS, el láser más común es de CO2 con potencias que oscilan entre 30-200 W, mientras que en el SLM se emplean láseres de fibra de iterbio, con potencias entre 100-1000 W, debido a la mayor energía requerida para fundir el material. Este proceso se va repitiendo capa por capa hasta completar la geometría de la pieza. c. Descenso: Tras completar la sinterización o el fundido de una capa, el dispositivo baja la capa de polvo a una altura equivalente al espesor Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 55 de la capa para permitir la repetición del ciclo y la fabricación de las siguientes capas hasta obtener la pieza completa. 3. Postprocesado: Una vez concluida la fabricación, la pieza se extrae de la máquina, aunque no está lista para su uso inmediato. La pieza fabricada requiere operaciones de postprocesado para mejorar sus características finales. Estas operaciones varían según los requisitos específicos de la pieza y pueden incluir la eliminación y reciclado del material sobrante (es importante señalar que el polvo cercano a la zona sinterizada o fundida ha sido sometido a un tratamiento térmico que modifica sus propiedades, por lo que no puede ser reutilizado directamente), mejoras en el acabado superficial, ajuste de tolerancias y controles de calidad(Elhadad et al., 2023; S. Liu & Shin, 2019; Yang et al., 2016). En la Figura 2-4 se muestran de manera esquemática los diferentes elementos que conforman una maquina típica de SLS/SLM. Figura 2-4. Representación esquemática del proceso de SLS/SLM (Elhadad et al., 2023) CAPÍTULO 2. TÉCNICAS DE FABRICACIÓN Y MODIFICACIÓN DE MATERIALES POROSOS 56 Antes de finalizar con la tecnología SLS/SLM, es esencial hacer algunas observaciones y reflexiones sobre el acabado superficial. Este aspecto, junto con los defectos o irregularidades presentes en la superficie, puede afectar de manera considerable las propiedades mecánicas, tales como la resistencia a la fatiga, al desgaste y al rayado, además de influir en las tolerancias dimensionales. Estas imperfecciones pueden generar problemas en el rendimiento y funcionamiento del producto final durante su uso (Maleki et al., 2021). 2.1.4 Técnica de agentes espaciadores Los implantes porosos requieren un tamaño y una morfología específicos de los poros para su óptima funcionalidad. Entre los métodos mencionados anteriormente, la técnica de agente espaciador (space-holder) se considera la más sencilla de aplicar. Este enfoque permite alcanzar altos niveles de porosidad y un mejor control sobre ellos(Tochetto et al., 2019) El proceso comienza mezclando el material en polvo con una cantidad y tamaño controlados del agente espaciador, de acuerdo con la porosidad deseada. La mezcla de espaciador y polvo se compacta por pulvimetalurgia convencional, y durante esta compactación, dicho espaciador actúa como soporte del poro. El espaciador se puede eliminar por diversos medios, ya sea durante o después de la sinterización, mediante degradación térmica o disolución, para generar la porosidad deseada. La siguiente figura muestra el esquema del proceso spaceholder para fabricar estructuras metálicas a partir de polvos metálicos (Banhart, 2000). Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 57 Figura 2-5. Técnica space-holder para fabricar estructuras metálicas porosas a partir de polvos metálicos (Banhart, 2000. Las características del agente espaciador determinan la forma y el tamaño de los poros, siendo éste un método sencillo. La cantidad de porosidad en la mezcla se controla ajustando la proporción de espaciador/polvo en % de volumen. Para obtener porosidad abierta y con poros interconectados, se suelen utilizar cantidades de espaciador entre el 50% y el 85% en volumen. Por encima del 85% en volumen de espaciador, es poco probable que la estructura del material sea continua(Banhart, 2000.; Suarez et al., 2013) Esta técnica presenta varias ventajas, entre las cuales destacan su flexibilidad para procesar aleaciones metálicas y cerámicas; el control del tamaño y la distribución de los poros mediante la selección de las partículas del agente espaciador; la posibilidad de fabricar poros de alta calidad con propiedades CAPÍTULO 2. TÉCNICAS DE FABRICACIÓN Y MODIFICACIÓN DE MATERIALES POROSOS 58 reproducibles; la capacidad de alcanzar altas porosidades; y la facilidad de eliminación del agente espaciador. Como espaciadores, se utilizan diversos materiales. Entre ellos, el bicarbonato de amonio se destaca por su fácil eliminación mediante descomposición térmica, aunque a pesar de dejar espacios vacíos que revelan una estructura porosa, los poros producidos pueden ser excesivamente grandes y ocasionalmente la técnica deja impurezas en el material, además de causar grietas. Otro espaciador común es el NaCl, que, debido a la forma angular de sus poros, aumenta la fragilidad del material poroso final. Sin embargo, se ha visto que la transformación de la forma de los espaciadores de NaCl de cúbica a esférica mejora sus propiedades mecánicas. Este espaciador, soluble en agua, permite una fácil eliminación por disolución antes del sinterizado, evitando la posible formación de gases y la formación de grietas en el material a raíz de ello (Banhart, n.d.; Liliana Arias Suarez et al., 2013). Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 65 2.2.2 Recubrimientos por Pulverización Catódica Actualmente, se ha centrado la atención de muchos estudios en estrategias de modificación superficial, no solo para mejorar o acelerar el “anclaje óseo”, como se comentó anteriormente, sino también para optimizar el desempeño en servicio (propiedades mecánicas y resistencia a la corrosión). Dentro de estas estrategias, se han utilizado modificaciones superficiales físicas mediante irradiación con láser femtosegundo. Sin embargo, las estrategias más comúnmente empleadas se centran en alterar la rugosidad y la textura de la superficie del implante, además de realizar modificaciones químicas y estructurales en la zona de contacto entre el implante y el hueso, con el propósito de fomentar un enlace químico directo. (Buser et al., 2012). El desarrollo de recubrimientos que aporten propiedades mejoradas al implante representa una creciente área de investigación, con potencial para optimizar combinaciones específicas de recubrimiento y sustrato orientadas a aplicaciones biomédicas. En este proceso de optimización, la técnica de Pulverización Catódica conocida como “magnetrón sputtering” o “pulverización catódica”, se destaca como una opción altamente atractiva. Se utiliza el bombardeo de iones con energía y masa específicas para eliminar átomos de la superficie del material (llamado blanco). Estos átomos e iones extraídos del material se depositan en un sustrato, donde se condensan y forman un recubrimiento. Debido a la alta energía de las partículas proyectadas desde el blanco, se mejora su difusión en el sustrato durante el proceso de crecimiento, garantizando una mejor adherencia y una alta densidad del recubrimiento (Aijaz, 2009). Esta técnica permite evaporar materiales con puntos de fusión muy altos, incluso materiales dieléctricos, sin exponer los sustratos a temperaturas extremas. Esto amplía las posibilidades de utilizar materiales poliméricos como base. Además, es una técnica muy versátil, ya que se puede ajustar utilizando CAPÍTULO 2. TÉCNICAS DE FABRICACIÓN Y MODIFICACIÓN DE MATERIALES POROSOS 66 diferentes tipos de blancos y gases de descarga, y es fácilmente adaptable a escala industrial. La pulverización catódica es una de las tecnologías de plasma más utilizadas en la industria para aplicar recubrimientos y modificar superficies, ya que posibilita la obtención de recubrimientos con alta conformidad y excelente adherencia en una variedad amplia de sustratos. Ajustando los parámetros de deposición, se pueden producir superficies con recubrimientos densos o porosos y lograr un control detallado de la rugosidad superficial, la composición química y las fases cristalinas a escala nano y micro (Godinho et al., 2012; Rojas et al., 2021). Por estas razones, el sputtering ha experimentado un gran desarrollo y se ha implementado ampliamente en numerosos sectores industriales. Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 67 Figura 2-7. Esquema del proceso de pulverización catódica y de los principales componentes del sistema para RF, CC, CC pulsada y CC HiPIM, recreado a partir de (N. Hishimone et al., 2020) - Pulverización catódica de corriente directa (p-DC): es una técnica relativamente sencilla con una alta tasa de deposición, lo que permite a los fabricantes depositar grandes cantidades de materiales superficiales sobre sustratos de forma rápida, económica y eficaz. Este proceso se lleva a cabo en una cámara de vacío que contiene el material de recubrimiento, colocado en paralelo al sustrato objetivo. La cámara se llena con un gas inerte de alta pureza, generalmente argón, que se ioniza cuando se le aplica una corriente continua pulsada. El material de recubrimiento, compuesto de metal, actúa como el electrodo negativo (cátodo), mientras que el sustrato se configura como el electrodo positivo (ánodo). La corriente continua que circula en el sistema ioniza CAPÍTULO 2. TÉCNICAS DE FABRICACIÓN Y MODIFICACIÓN DE MATERIALES POROSOS 68 el gas de argón, lo cual provoca colisiones intensas entre los iones de argón y el material metálico cargado negativamente. Estas colisiones liberan átomos metálicos de la superficie del material hacia el plasma, una mezcla de iones de gas ionizado y electrones. Posteriormente, el sustrato cargado positivamente atrae el plasma cargado negativamente, el cual se condensa en su superficie, formando así una película delgada que recubre homogéneamente el sustrato (vpi2004, n.d.) - HiPIMS: Aplica durante un breve periodo de tiempo los pulsos de alta potencia al objetivo. Se utiliza un factor de trabajo bajo. Proporciona un alto grado de ionización del material pulverizado (a veces de hasta un 90%) y una alta densidad de plasma (1019 m-3) que produce la densificación de las películas cultivadas (Aijaz, 2009). Actualmente es la opción más utilizada para optimizar las propiedades mecánicas, tribológicas y de resistencia a la corrosión del material. - HiPIMS+bias: es una técnica de sputtering de pulso de alta potencia con alta ionización por plasma (HiPIMS) y energía iónica, mediante la polarización del sustrato. Estudios han demostrado que HiPIMS permite obtener recubrimientos más densos y homogéneos en términos de espesor, incluso en sustratos con geometrías complejas, superando así los resultados obtenidos mediante descargas de corriente continua (DC)(Alami et al., 2014; Xie et al., 2022). Esta característica es especialmente ventajosa para cubrir implantes con estructuras densas, uniformes y propiedades mejoradas. Las altas densidades de potencia de pulso alcanzadas, en el rango de1018𝑒−/𝑚3,y los pulsos extremadamente breves (de microsegundos a milisegundos) permiten obtener niveles de ionización elevados (50–80 %), de modo que átomos con mayor energía se depositan en los sustratos, en contraste con las descargas DC convencionales (Oliveira et al., 2018). En el “sputtering” DC, el grado de ionización es bajo, alrededor del 1–5 %, y las Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 69 densidades electrónicas se sitúan en 1014𝑒−/𝑚3incrementándose a 1016𝑒−/ 𝑚3cuando se utiliza magnetrón de corriente continua pulsada (p-DC) (Gudmundsson et al., 2022; Rtimi et al., 2014; Sarakinos et al., 2010) CAPÍTULO 2. TÉCNICAS DE FABRICACIÓN Y MODIFICACIÓN DE MATERIALES POROSOS 70 REFERENCIAS Ahn, K., Huh, H., & Yoon, J. (2013). Strain hardening model of pure titanium considering effects of deformation twinning. Metals and Materials International, 19(4), 749–758. https://doi.org/10.1007/s12540-013-4014-6 Aijaz, A. (2009). Design and Characterization of a Synchronous Co-axial Double Magnetron Sputtering System. Alami, J., Maric, Z., Busch, H., Klein, F., Grabowy, U., & Kopnarski, M. (2014). Enhanced ionization sputtering: A concept for superior industrial coatings. Surface and Coatings Technology, 255, 43–51. https://doi.org/10.1016/j.surfcoat.2013.11.040 Allain, J. P., Echeverry-Rendón, M., Pavón, J. J., & Arias, S. L. (2017). Nanostructured Biointerfaces. In Nanopatterning and Nanoscale Devices for Biological Applications (pp. 41–72). CRC Press. https://doi.org/10.1201/b17161-2 Asri, R. I. M., Harun, W. S. W., Samykano, M., Lah, N. A. C., Ghani, S. A. C., Tarlochan, F., & Raza, M. R. (2017). Corrosion and surface modification on biocompatible metals: A review. Materials Science and Engineering: C, 77, 1261–1274. https://doi.org/10.1016/j.msec.2017.04.102 Banhart, J. (2000). Manufacture, characterisation and application of cellular metals and metal foams. Progress in Materials Science. 46 (2001) 559-632. www.elsevier.com/locate/pmatsci Bansiddhi, A., Sargeant, T. D., Stupp, S. I., & Dunand, D. C. (2008). Porous NiTi for bone implants: A review. In Acta Biomaterialia (Vol. 4, Issue 4, pp. 773– 782). Elsevier BV. https://doi.org/10.1016/j.actbio.2008.02.009 Beltrán, A. M., Alcudia, A., Begines, B., Rodríguez-Ortiz, J. A., & Torres, Y. (2020). Porous titanium substrates coated with a bilayer of bioactive glasses. Journal of Non-Crystalline Solids, 544. https://doi.org/10.1016/j.jnoncrysol.2020.120206 Betts, C. (2012). Benefits of metal foams and developments in modelling techniques to assess their materials behaviour: A review. In Materials Science and Technology (Vol. 28, Issue 2, pp. 129–143). https://doi.org/10.1179/026708311X13135950699290 Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 71 Buser, D., Janner, S. F. M., Wittneben, J. G., Brägger, U., Ramseier, C. A., & Salvi, G. E. (2012). 10-Year Survival and Success Rates of 511 Titanium Implants with a Sandblasted and Acid-Etched Surface: A Retrospective Study in 303 Partially Edentulous Patients. Clinical Implant Dentistry and Related Research, 14(6), 839–851. https://doi.org/10.1111/j.1708-8208.2012.00456.x Chen, C.-C., Chen, J.-H., Chao, C.-G., & Say, W. C. (n.d.). Electrochemical characteristics of surface of titanium formed by electrolytic polishing and anodizing. Cunha, A., Elie, A. M., Plawinski, L., Serro, A. P., Botelho Do Rego, A. M., Almeida, A., Urdaci, M. C., Durrieu, M. C., & Vilar, R. (2016). Femtosecond laser surface texturing of titanium as a method to reduce the adhesion of Staphylococcus aureus and biofilm formation. Applied Surface Science, 360, 485–493. https://doi.org/10.1016/j.apsusc.2015.10.102 Du Plooy, R., & Akinlabi, E. T. (2018). Analysis of laser cladding of Titanium alloy Selection and/or Peer-review under responsibility of Materials Processing and characterization. In Materials Today: Proceedings (Vol. 5). www.sciencedirect.comwww.materialstoday.com/proceedings2214-7853 Echeverry-Rendón, M., Galvis, O., Quintero Giraldo, D., Pavón, J., LópezLacomba, J. L., Jiménez-Piqué, E., Anglada, M., Robledo, S. M., Castaño, J. G., & Echeverría, F. (2015). Osseointegration improvement by plasma electrolytic oxidation of modified titanium alloys surfaces. Journal of Materials Science: Materials in Medicine, 26(2), 1–18. https://doi.org/10.1007/s10856-015-5408-4 Edelmann, A. R., Patel, D., Allen, R. K., Gibson, C. J., Best, A. M., & Bencharit, S. (2019). Retrospective analysis of porous tantalum trabecular metal– enhanced titanium dental implants. The Journal of Prosthetic Dentistry, 121(3), 404–410. https://doi.org/10.1016/j.prosdent.2018.04.022 Elhadad, A. A., Rosa-Sainz, A., Cañete, R., Peralta, E., Begines, B., Balbuena, M., Alcudia, A., & Torres, Y. (2023). Applications and multidisciplinary perspective on 3D printing techniques: Recent developments and future trends. In Materials Science and Engineering R: Reports (Vol. 156). Elsevier Ltd. https://doi.org/10.1016/j.mser.2023.100760 Esen, Z., Tarhan Bor, E., & Bor, Ş. (2009). Characterization of loose powder sintered porous titanium and TI6Al4V alloy. Turkish Journal of Engineering and Environmental Sciences, 33(3), 207–219. https://doi.org/10.3906/muh0906-41 CAPÍTULO 2. TÉCNICAS DE FABRICACIÓN Y MODIFICACIÓN DE MATERIALES POROSOS 72 Godinho, V., Rojas, T. C., & Fernandez, A. (2012). Magnetron sputtered a-SiOxNy thin films: A closed porous nanostructure with controlled optical and mechanical properties. Microporous and Mesoporous Materials, 149(1), 142– 146. https://doi.org/10.1016/j.micromeso.2011.08.018 Gudmundsson, J. T., Fischer, J., Hinriksson, B. P., Rudolph, M., & Lundin, D. (2022). Ionization region model of high power impulse magnetron sputtering of copper. Surface and Coatings Technology, 442, 128189. https://doi.org/10.1016/j.surfcoat.2022.128189 Ibrahim, M. Z., Sarhan, A. A. D., Yusuf, F., & Hamdi, M. (2017). Biomedical materials and techniques to improve the tribological, mechanical and biomedical properties of orthopedic implants – A review article. In Journal of Alloys and Compounds (Vol. 714, pp. 636–667). Elsevier Ltd. https://doi.org/10.1016/j.jallcom.2017.04.231 Kuromoto, N. K., Simão, R. A., & Soares, G. A. (2007). Titanium oxide films produced on commercially pure titanium by anodic oxidation with different voltages. Materials Characterization, 58(2), 114–121. https://doi.org/10.1016/j.matchar.2006.03.020 Lario-femenía, J., Amigó-mata, A., Vicente-escuder, Á., & Segovia-lópez, F. (2016). Desarrollo de las aleaciones de titanio y tratamientos superficiales para incrementar la vida útil de los implantes. 52(4). Liang, C., Wang, H., Yang, J., Cai, Y., Hu, X., Yang, Y., Li, B., Li, H., Li, H., Li, C., & Yang, X. (2013). Femtosecond laser-induced micropattern and Ca/P deposition on Ti implant surface and its acceleration on early osseointegration. ACS Applied Materials and Interfaces, 5(16), 8179–8186. https://doi.org/10.1021/am402290e Liliana Arias Suarez, S., Echeverry Rendón, M., María Robledo Restrepo, S., Alberto Arismendi Echavarría, J., Marcela Escobar Sierra, D., Patricia Ossa Orozco, C., & José Pavón Palacio, J. (2013). Univ. Antioquia N.° 69. Diciembre. Liu, S., & Shin, Y. C. (2019). Additive manufacturing of Ti6Al4V alloy: A review. Materials and Design, 164. https://doi.org/10.1016/j.matdes.2018.107552 Liu, W., Liu, S., & Wang, L. (2019). Surface Modification of Biomedical Titanium Alloy: Micromorphology, Microstructure Evolution and Biomedical Applications. In Coatings (Vol. 9, Issue 4). Multidisciplinary Digital Publishing Institute (MDPI). https://doi.org/10.3390/coatings9040249 Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 73 Li-Yin, G., Hao-Kun, Y., Xuan, C., Wei-Dong, T., Xing-Ming, H., & Zhi-Quan, L. (2023). The development of porous metallic materials: a short review of fabrication, characteristics, and applications. Physica Scripta, 98(12), 122001. https://doi.org/10.1088/1402-4896/ad086c Long, J., Fan, P., Gong, D., Jiang, D., Zhang, H., Li, L., & Zhong, M. (2015). Superhydrophobic surfaces fabricated by femtosecond laser with tunable water adhesion: From lotus leaf to rose petal. ACS Applied Materials and Interfaces, 7(18), 9858–9865. https://doi.org/10.1021/acsami.5b01870 Maleki, E., Bagherifard, S., Bandini, M., & Guagliano, M. (2021). Surface posttreatments for metal additive manufacturing: Progress, challenges, and opportunities. In Additive Manufacturing (Vol. 37). Elsevier B.V. https://doi.org/10.1016/j.addma.2020.101619 Metal Powder Industries Federation. (n.d.). Metal Powder Industries Federation. Conventional Powder Metallurgy Process. Retrieved December 27, 2024, from https://www.mpif.org/IntrotoPM/Processes/ConventionalPowderMetall urgy Metallurgy Site. (n.d.). Metallurgy Site. Conventional Powder Metallurgy Process. Retrieved December 27, 2024, from https://metallurgysite.com/learning/powderConventional.php M.F. Ashby, (Ed.). (2000). Making metal foams. In Metal Foams (pp. 6–23). Elsevier. https://doi.org/10.1016/B978-075067219-1/50004-0 N. Hishimone, P., Nagai, H., & Sato, M. (2020). Methods of Fabricating Thin Films for Energy Materials and Devices. In Lithium-ion Batteries - Thin Film for Energy Materials and Devices. IntechOpen. https://doi.org/10.5772/intechopen.85912 Oliveira, J. C., Ferreira, F., Anders, A., & Cavaleiro, A. (2018). Reduced atomic shadowing in HiPIMS: Role of the thermalized metal ions. Applied Surface Science, 433, 934–944. https://doi.org/10.1016/j.apsusc.2017.10.133 Pałka, K., & Pokrowiecki, R. (2018). Porous Titanium Implants: A Review. Advanced Engineering Materials, 20(5), 1–18. https://doi.org/10.1002/adem.201700648 Rojas, T. C., Caro, A., Lozano, G., & Sánchez-López, J. C. (2021). Hightemperature solar-selective coatings based on Cr(Al)N. Part 1: Microstructure and optical properties of CrNy and Cr1-xAlxNy films CAPÍTULO 2. TÉCNICAS DE FABRICACIÓN Y MODIFICACIÓN DE MATERIALES POROSOS 74 prepared by DC/HiPIMS. Solar Energy Materials and Solar Cells, 223. https://doi.org/10.1016/j.solmat.2020.110951 Rosenfeld, A., Lorenz, M., Stoian, R., & Ashkenasi, D. (1999). Ultrashort-laserpulse damage threshold of transparent materials and the role of incubation. Applied Physics A: Materials Science and Processing, 69(7), 373–376. https://doi.org/10.1007/s003390051419 Rtimi, S., Baghriche, O., Pulgarin, C., Ehiasarian, A., Bandorf, R., & Kiwi, J. (2014). Comparison of HIPIMS sputtered Agand Cu-surfaces leading to accelerated bacterial inactivation in the dark. Surface and Coatings Technology, 250, 14–20. https://doi.org/10.1016/j.surfcoat.2014.02.029 Sarakinos, K., Alami, J., & Konstantinidis, S. (2010). High power pulsed magnetron sputtering: A review on scientific and engineering state of the art. Surface and Coatings Technology, 204(11), 1661–1684. https://doi.org/10.1016/j.surfcoat.2009.11.013 Singh, R., Lee, P. D., Dashwood, R. J., & Lindley, T. C. (2010). Titanium foams for biomedical applications: A review. Materials Technology, 25(3–4), 127–136. https://doi.org/10.1179/175355510X12744412709403 Suarez, S. L. A., Rendón, M. E., Restrepo, S. M. R., Echavarría, J. A. A., Sierra, D. M. E., Orozco, C. P. O., & Palacio, J. J. P. (2013). Procesamiento, caracterización y ensayos biológicos de titanio modificado electroquímicamente para implantes dentales. Revista Facultad de Ingenieria, 69, 96–108. Tanvir Ahmmed, K. M., Grambow, C., & Kietzig, A. M. (2014). Fabrication of micro/nano structures on metals by femtosecond laser micromachining. Micromachines, 5(4), 1219–1253. https://doi.org/10.3390/mi5041219 Tian, Y. S., Chen, C. Z., Li, S. T., & Huo, Q. H. (2005). Research progress on laser surface modification of titanium alloys. Applied Surface Science, 242(1–2), 177– 184. https://doi.org/10.1016/j.apsusc.2004.08.011 Tochetto, R., Tochetto, R., Biehl, L. V., Medeiros, J. L. B., Dos Santos, J. C., & De Souza, J. (2019). Evaluation of the space holder technique for processing of porous titanium as biomaterial. Latin American Applied Research, 49(4), 261– 268. https://doi.org/10.52292/j.laar.2019.65 CAPITULO 3. IMPEDANCIA ELÉCTRICA 80 realizan evaluaciones de fricción y desgaste en soluciones electrolíticas bajo condiciones electroquímicas bien definidas, ajustadas mediante el potencial aplicado al electrodo (Azzi & Szpunar, 2007). La espectroscopía de impedancia electroquímica es una herramienta eficaz para analizar y comparar la resistencia a la corrosión en implantes metálicos, como el acero inoxidable 316L, ampliamente utilizado como biomaterial, o aleaciones como el nitinol(Azzi & Szpunar, 2007; Wilson, 2018). Esta técnica genera un espectro de impedancia que puede descomponerse en sus componentes real e imaginaria. Estas partes se representan gráficamente en un diagrama de Nyquist, donde el eje 𝑥 corresponde a la parte real y el eje 𝑦 a la parte imaginaria, mientras que el ángulo de fase refleja la relación entre ambas componentes. Figura 3-2. Diagramas de Nyquist para una muestra de titanio con diferentes tiempos de inmersión en solución de saliva artificial(Alejandro Echavarría V. y Carlos Arroyave P., 2002). El diagrama resultante proporciona una representación del comportamiento de corrosión en la superficie del material analizado. Una línea vertical paralela al eje 𝑦 indica una superficie libre de corrosión, mientras que un semicírculo en el gráfico refleja la presencia de corrosión a una frecuencia específica. El radio del semicírculo es un indicador directo de la tasa de corrosión: Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 81 un radio pequeño sugiere una alta tasa de corrosión, mientras que un radio mayor señala una mayor resistencia a este fenómeno (Alejandro Echavarría V. y Carlos Arroyave P., 2002). La espectroscopía de impedancia electroquímica no solo se emplea para caracterizar materiales, sino que también encuentra aplicaciones significativas en la bioingeniería, tanto en el estudio de biomateriales como en el análisis de biomoléculas. CAPITULO 3. IMPEDANCIA ELÉCTRICA 82 La impedancia es un concepto fundamental en el análisis de circuitos eléctricos y en la evaluación de los materiales empleados en su construcción. Este parámetro, denotado como ZZ, describe la resistencia total que un circuito o material presenta al flujo de corriente alterna (AC) para una frecuencia específica. Matemáticamente, la impedancia se expresa como un número complejo, lo que permite representarla gráficamente en el plano cartesiano, facilitando el estudio de su componente resistiva y reactiva (Ricardo Rodríguez Gómez Juan Carlos Cruz Hurtado, 2015). Los dispositivos más comunes para llevar a cabo mediciones de impedancia son los puentes LCR, los osciloscopios y los analizadores de impedancia. Los dispositivos LCR destacan por su alta versatilidad y capacidad para proporcionar mediciones precisas, siendo útiles tanto en investigaciones de laboratorio como en trabajos de campo. El puente LCR permite obtener mediciones precisas y directas de la impedancia a una frecuencia específica, lo que resulta adecuado para componentes ideales como inductores, capacitores o resistencias. No 3.2 Métodos de medición de impedancia eléctrica Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 83 obstante, cuando el componente bajo prueba no corresponde a uno de estos elementos ideales, este instrumento presenta limitaciones para analizar su comportamiento completo. En tales casos, se recurre al uso del analizador de impedancia, el cual es capaz de medir y representar gráficamente la impedancia compleja del componente o sistema en un amplio rango de frecuencias (Ricardo Rodríguez Gómez Juan Carlos Cruz Hurtado, 2015). Son perfectos para aplicaciones de alta frecuencia, ya que proporcionan datos precisos sobre el comportamiento de componentes complejos de RF. Esto es importante para la fabricación de componentes electrónicos, como condensadores, inductores, y líneas de transmisión(Olmo et al., 2020; Zhu Ke, 2007). Por último, los osciloscopios son herramientas fundamentales para observar las señales de forma de onda, permitiendo analizar la relación de fase entre corriente y voltaje, lo cual es un factor clave en la medición de impedancia, particularmente en circuitos de corriente alterna (CA) (KEYSIGHT, n.d.). Por otro lado, la impedancia se puede medir utilizando varios métodos, cada uno con aplicaciones y características concretas. Entre ellos encontramos: - Método de puente: El enfoque clásico emplea un puente de circuitos para evaluar la impedancia desconocida en comparación con un valor de referencia conocido. Su principal beneficio es la facilidad de uso y su efectividad en mediciones de frecuencias bajas. No obstante, este método puede resultar inapropiado para frecuencias elevadas o cuando se mide impedancia en rangos extremadamente bajos. - Método IV: este método de corriente y voltaje consiste en aplicar un voltaje determinado a un circuito y luego medir la corriente generada (o realizar el proceso inverso) para determinar la impedancia. Aunque este procedimiento es simple y adaptable, su precisión puede verse afectada si no se considera adecuadamente la relación de fase entre el voltaje y la corriente en las mediciones. - Método RF IV: Este enfoque, modificado para realizar mediciones en el rango de radiofrecuencia, aplica los mismos principios que el método CAPITULO 3. IMPEDANCIA ELÉCTRICA 84 corriente-voltaje, pero adaptados a frecuencias superiores. Aunque resulta especialmente adecuado para aplicaciones en RF, su implementación requiere el uso de equipos más avanzados capaces de medir con exactitud las variaciones de fase a dichas frecuencias. - Método de puente balanceado automáticamente: emplea un sistema de retroalimentación que ajusta de forma automática el equilibrio del circuito puente. Proporciona una precisión elevada y es útil para medir un amplio espectro de frecuencias e impedancias. No obstante, su implementación demanda una mayor complejidad en los equipos en comparación con los métodos convencionales de puente (KEYSIGHT, n.d.). Hoy dos formas muy utilizadas en el procedimiento de medición de impedancia eléctrica, empleando dos principios: principio de medición de 2 terminales y de 4 terminales (beamex, 2021; HIOKI, n.d.; S. Gil, 2013.). El enfoque tradicional de medición de dos puntos se ilustra en la Figura 33, en el que se utilizan únicamente dos cables de prueba para establecer la conexión con la resistencia. En dicha representación, se asume que los cables son ideales, sin presentar ninguna variación en su resistencia. No obstante, la medición de la resistencia realizada por el dispositivo incluye no solo la resistencia desconocida, sino también la contribución de las resistencias del cableado y las conexiones. Cuando la resistencia desconocida es considerablemente mayor que las resistencias del cableado, la diferencia entre el valor medido y el real es mínima, por lo que la medición será bastante precisa. Sin embargo, cuando las resistencias en cuestión son similares a las del cableado o los contactos, la discrepancia entre el valor medido y el valor real aumenta, lo que reduce la fiabilidad del método. Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 85 Adicionalmente, en el caso de resistencias bajas, es necesario considerar los efectos de los potenciales de contacto que pueden surgir debido a la conexión de materiales metálicos distintos. Estos potenciales pueden verse influenciados por variaciones en la temperatura entre los metales involucrados, así como por la polaridad de la fuente utilizada en la medición. Esto hace que presente limitaciones al evaluar materiales, ya que las resistencias adicionales provenientes de las conexiones de cables y terminales pueden alterar los resultados de manera significativa (beamex, 2021; S. Gil, 2013.). Figura 3-3. Sistema de conexión a 2 hilos (beamex, S. Gil, 2013.). El principal desafío radica en que el equipo de medición proporcionará un valor que representa la combinación de la "resistencia a medir" y las resistencias adicionales generadas por los cables y las conexiones. Este factor puede introducir un margen de error considerable, dependiendo de las características de los cables y las conexiones utilizadas. En escenarios con cables extensos o conexiones inadecuadas, el error podría ser significativo, alcanzando varios ohmios o incluso valores infinitos en casos extremos. Sin embargo, incluso CAPITULO 3. IMPEDANCIA ELÉCTRICA 86 cuando se emplean cables de prueba y pinzas de alta calidad, siempre persistirá algún grado de error en la medición. En contraste, el método de medición de cuatro terminales (como se muestra en la Figura 3-4) permite realizar medidas más exactas que la técnica tradicional de medicion de dos puntas. Esta implica el uso de una terminal encargada de suministrar una corriente constante, mientras que otra terminal se dedica a detectar la caída de voltaje. Un voltímetro de alta impedancia se conecta al terminal encargado de medir el voltaje en la resistencia en prueba. Debido a que la corriente que circula a través de este cable es mínima, la medición puede realizarse con alta precisión, ya que no se ve afectada por la resistencia del cable o por la resistencia de contacto en los puntos de medición. Figura 3-4. Sistema de conexión a 4 hilos (beamex, 2021; S. Gil, 2013.). En este método, se emplean cables dedicados exclusivamente a proporcionar una corriente conocida y precisa a través de la resistencia en estudio. Cualquier resistencia presente en estos cables no afectará la medición, ya Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 87 que el generador de corriente constante mantiene el valor de la corriente inalterado, independientemente de las resistencias asociadas a los cables debido al sistema de conexión. Por otro lado, se utilizan cables adicionales para la medición de la caída de voltaje, los cuales se conectan directamente a los extremos de la resistencia que se desea evaluar. Debido a que la medición del voltaje se realiza con una impedancia extremadamente alta, la resistencia en estos cables no influirá en la medición, ya que la corriente que circula por ellos es prácticamente nula, eliminando cualquier caída de voltaje y, por lo tanto, evitando errores. Este sistema de medición a cuatro terminales se describe en el siguiente esquema práctico, que se asemeja al de la imagen mostrada anteriormente, pero en esta representación se incluyen las resistencias de los cables de conexión (Rw). Figura 3-5. Esquema práctico del sistema de conexión a 4 hilos (beamex, 2021; S. Gil, 2013). Este método resulta especialmente ventajoso cuando se trata de medir resistencias bajas, ya que permite aislar las influencias de las resistencias del cableado y los efectos de los potenciales de contacto, lo cual asegura una medición más precisa de la resistencia en cuestión. Por este motivo, algunos óhmetros de alta precisión utilizan principios similares en su diseño. De manera CAPITULO 3. IMPEDANCIA ELÉCTRICA 88 similar, el método de Kelvin encuentra aplicación en dispositivos como los detectores resistivos de temperatura y las galgas extensiométricas, donde se emplea para ajustar las pequeñas fluctuaciones en la resistencia de los componentes provocadas por variaciones térmicas. Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 89 El término bioimpedancia hace referencia a la impedancia eléctrica medida en un material biológico. Como se describió en la sección anterior, la bioimpedancia eléctrica (Z) se compone de los dos elementos: resistencia (R) y reactancia (Xc) (Figura 3-1). Estos dos vectores están relacionados según la ecuación 𝑍 =𝑅2+𝑋𝐶2. La resistencia (R) refleja la oposición que presentan los tejidos al paso de la corriente eléctrica. La reactancia (Xc) representa la oposición adicional a la corriente eléctrica atribuida a la capacitancia de los tejidos y las membranas celulares. Estos valores varían en función de la frecuencia de la corriente eléctrica. La reactancia se origina por el efecto eléctrico de la carga que las membranas celulares, en especial su componente lipídico, ofrecen durante intervalos cortos de tiempo (Residente, 2019; Zhu Ke, 2007). 3.3 Bioimpedancia Eléctrica CAPITULO 3. IMPEDANCIA ELÉCTRICA 96 sobre la estructura molecular del entorno de prueba. Si bien la conductividad y la permitividad describen las propiedades eléctricas a nivel microscópico, la impedancia eléctrica es clave que caracteriza el comportamiento eléctrico del sistema en una escala macroscópica (Bertemes-Filho, 2018; González-Correa, 2018; Schwan, 1957). Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 97 REFERENCIAS Aleixo, G. F. P., Shachar, S. S., Nyrop, K. A., Muss, H. B., Battaglini, C. L., & Williams, G. R. (2020). Bioelectrical Impedance Analysis for the Assessment of Sarcopenia in Patients with Cancer: A Systematic Review. The Oncologist, 25(2), 170–182. https://doi.org/10.1634/theoncologist.2019-0600 Alejandro Echavarría V. y Carlos Arroyave P. (2002). Caracterización Electroquímica de dos materiales de implante tipo titanio para aplicaciones enimplantologia oral. Revista Facultad de Ingeniería, 26, 106–116. Andaluza de, R., Alvero Cruz, J., Alvero-Cruz, J., Correas Gómez, L., Ronconi, M., & Fernández Vázquez Porta Manzañido, R. J. (2011). Medicina del Deporte Artículo especial La bioimpedancia eléctrica como método de estimación de la composición corporal: normas prácticas de utilización. Rev Andal Med Deporte, 4(4), 167–174. www.elsevier.es/ramd Azzi, M., & Szpunar, J. A. (2007). Tribo-electrochemical technique for studying tribocorrosion behavior of biomaterials. Biomolecular Engineering, 24(5), 443– 446. https://doi.org/10.1016/j.bioeng.2007.07.015 beamex. (2021, January 19). beamex. Medición de Resistencia: Sistemas de Conexión y Medida a 2, 3 y 4 Hilos. https://blog.beamex.com/es/medicionde-resistencia-sistemas-de-conexion-y-medida-a-2-3-y-4-hilos Bertemes-Filho, P. (2018). Electrical Impedance Spectroscopy. In Bioimpedance in Biomedical Applications and Research (pp. 5–27). Springer International Publishing. https://doi.org/10.1007/978-3-319-74388-2_2 Calvo Muñoz, C. (2017). Evaluación mediante el método de espectroscopía de impedancia eléctrica (EIE), del proceso de geopolimerización de pastas, morteros y hormigones en conglomerantes activados alcalinamente. Carrillo, S., Para, C., El, O., & De, G. (2021). Análisis por espectroscopia de impedancia de materiales para bioingeniería. Couraud, B., Vauche, R., Nektarios Daskalakis, S., Flynn, D., Deleruyelle, T., Kussener, E., Assimonis, S., & Internet, al. (2021). Things: A Review on Theory Based Impedance Matching Techniques for En-ergy Efficient RF Systems. Journal of Low Power Electronics and Applications, 2021(2), 16. https://doi.org/10.3390/jlpea11020016ï Das, N. (2022). ResearchGate. What Is the Equation to Calculate AC Conductivity ? https://www.researchgate.net/post/What_is_the_equation_to_calculate_ CAPITULO 3. IMPEDANCIA ELÉCTRICA 98 AC_conductivity_Is_it_s_aceeotand_or_s_aceeo2_tand/635780674e99449cf 0074b9a Dorf, R. C. ., & Svoboda, J. A. . (2011). Introduction to electric circuits (8th ed.). John Wiley & Sons. William H. Hayt, Jr. ,Jack E. K. J. D. P. S. M. D. (2019). Engineering circuit analisis. Francisco Hernandez Cabrera. (2004). CARACTERIZACION DE SANGRE , POR ESPECTROSCOPIA DE IMPEDANCIAELECTRICA. MEDICION DE LA DIFUSIVIDAD TERMICA DEL SUERO. Gabriel, S., Lau, R. W., & Gabriel, C. (1996). The dielectric properties of biological tissues: III. Parametric models for the dielectric spectrum of tissues. In Phys. Med. Biol (Vol. 41). http://iopscience.iop.org/0031-9155/41/11/003 González-Correa, C.-A. (2018). Clinical Applications of Electrical Impedance Spectroscopy. In Bioimpedance in Biomedical Applications and Research (pp. 187–218). Springer International Publishing. https://doi.org/10.1007/9783-319-74388-2_10 HIOKI. (n.d.). HIOKI. Método de Medición de Resistencia de 4 Terminales (Método de 4 Terminales). Retrieved January 4, 2025, from https://www.hioki.com/us-es/support/faq/detail/id_n417852 Holm, S., Holm, T., & Martinsen, Ø. G. (2021). Simple circuit equivalents for the constant phase element. PLOS ONE, 16(3), e0248786. https://doi.org/10.1371/journal.pone.0248786 Kassanos, P. (2021). Bioimpedance Sensors: A Tutorial. IEEE Sensors Journal, 21(20), 22190–22219. https://doi.org/10.1109/JSEN.2021.3110283 KEYSIGHT. (n.d.). KEYSIGHT. Cómo Medir La Impedancia: 5 Sencillos Pasos Para Ingenieros. Retrieved January 4, 2025, from https://www.keysight.com/used/us/en/knowledge/guides/how-tomeasure-impedance Luis García Bello, J., Teresa Batista Luna, T., & Juan Rodríguez de la Cruz, N. (2023). Principios básicos y uso en medicina de la espectroscopia de impedancia Basic principles and use in medicine of impedance spectroscopy. In Revista Cubana de Medicina Militar (Vol. 52, Issue 2). https://orcid.org/0000-0002- Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 99 Zhu Ke, L. C.-F. Z. Z.-G. (2007). Measurement of Electrical Conductivity of Porous Titanium and Ti6Al4V Prepared by the Powder Metallurgy Method. http://iopscience.iop.org/0256-307X/24/1/051 Metrohm Hispania. (2023). Metrohm. Espectroscopía de Impedancia Electroquímica (EIS), Parte 1: Principios Básicos. Olmo, A., Hernández, M., Chicardi, E., & Torres, Y. (2020). Characterization and monitoring of titanium bone implants with impedance spectroscopy. Sensors (Switzerland), 20(16), 1–13. https://doi.org/10.3390/s20164358 Quesada Leyva, L., Betancourt, J., Cira Cecilia León Ramentol, D., Betancourt Bethencourt, J., & Nicolau Pestana, E. (2016). Elementos teóricos y prácticos sobre la bioimpedancia eléctrica en salud Theoretical and practical facts about health electric bioimpedance. https://www.researchgate.net/publication/317513256 Rajewsky, B., & Schwan, H. (1948). Die Dielektrizit�tskonstante und Leitf�higkeit des Blutes bei ultrahohen Frequenzen. Die Naturwissenschaften, 35(10), 315–316. https://doi.org/10.1007/BF00626639 Residente, R. (2019). Medicina del deporte. Acta Médica Colombiana, 43(2S), 176. https://doi.org/10.36104/amc.2018.1400 Ricardo Rodríguez Gómez Juan Carlos Cruz Hurtado. (2015). Sistema de medición y análisis de impedancia. Ingeniería Electrónica, Automática y Comunicaciones, 36(1), 56–66. http://scielo.sld.cu/scielo.php?script=sci_arttext&pid=S181559282015000100005&lng=es&tlng=es. Riera, J., Riu, P. J., Casan, P., & Masclans, J. R. (2011). Tomografía de impedancia eléctrica en la lesión pulmonar aguda. Medicina Intensiva, 35(8), 509–517. https://doi.org/10.1016/j.medin.2011.05.005 S. Gil. (n.d.). Medición de resistencias a cuatro puntas o método de Kelvin. . In Experimentos de Física (pp. 281–294). SCHWAN, H. P. (1957). Electrical properties of tissue and cell suspensions. Advances in Biological and Medical Physics, 5, 147–209. https://doi.org/10.1016/b978-1-4832-3111-2.50008-0 Schwan, H. P. (2002). INTERFACE PHENOMENA AND DIELECTRIC PROPERTIES OF BIOLOGICAL TISSUE 1 1 1rjan G. CAPITULO 3. IMPEDANCIA ELÉCTRICA 100 SLINDE, F. (2003). Bioelectrical impedance variation in healthy subjects during 12 h in the supine position. Clinical Nutrition, 22(2), 153–157. https://doi.org/10.1054/clnu.2002.0616 Somasundaran, P., Deo, N., Farinato, R., Grassian, V., Lu, M., Malmsten, M., Mittal, K. L., Nagarajan, R., Partha, P., Sukhorukov, G., Wasan, D., Martinsen, Ø. G., Grimnes, S., & Schwan, H. P. (2015). Encyclopedia of Surface and Colloid Science, Third Edition Biological Tissues: Interfacial and Dielectric Properties Publication details PLEASE SCROLL DOWN FOR DOCUMENT Biological Tissues: Interfacial and Dielectric Properties. https://doi.org/10.1081/E-ESCS3-120000618 Teixeira, V. S., Barth, T., Labitzky, V., Schumacher, U., & Krautschneider, W. (2019). Electrical Impedance Spectroscopy for Characterization of Prostate PC-3 and DU 145 Cancer Cells. 2019 41st Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society (EMBC), 6485–6489. https://doi.org/10.1109/EMBC.2019.8856627 Valentinuzzi, M. E. (1996). Bioelectrical Impedance Techniques in Medicine Part I: Bioimpedance Measurement First Section: General Concepts. Critical Reviews in Biomedical Engineering, 24(4–6), 223–255. https://doi.org/10.1615/CritRevBiomedEng.v24.i4-6.10 Wilson, J. (2018). Metallic biomaterials. In Fundamental Biomaterials: Metals (pp. 1– 33). Elsevier. https://doi.org/10.1016/B978-0-08-102205-4.00001-5 CAPITULO 3. IMPEDANCIA ELÉCTRICA 100 SLINDE, F. (2003). Bioelectrical impedance variation in healthy subjects during 12 h in the supine position. Clinical Nutrition, 22(2), 153–157. https://doi.org/10.1054/clnu.2002.0616 Somasundaran, P., Deo, N., Farinato, R., Grassian, V., Lu, M., Malmsten, M., Mittal, K. L., Nagarajan, R., Partha, P., Sukhorukov, G., Wasan, D., Martinsen, Ø. G., Grimnes, S., & Schwan, H. P. (2015). Encyclopedia of Surface and Colloid Science, Third Edition Biological Tissues: Interfacial and Dielectric Properties Publication details PLEASE SCROLL DOWN FOR DOCUMENT Biological Tissues: Interfacial and Dielectric Properties. https://doi.org/10.1081/E-ESCS3-120000618 Teixeira, V. S., Barth, T., Labitzky, V., Schumacher, U., & Krautschneider, W. (2019). Electrical Impedance Spectroscopy for Characterization of Prostate PC-3 and DU 145 Cancer Cells. 2019 41st Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society (EMBC), 6485–6489. https://doi.org/10.1109/EMBC.2019.8856627 Valentinuzzi, M. E. (1996). Bioelectrical Impedance Techniques in Medicine Part I: Bioimpedance Measurement First Section: General Concepts. Critical Reviews in Biomedical Engineering, 24(4–6), 223–255. https://doi.org/10.1615/CritRevBiomedEng.v24.i4-6.10 Wilson, J. (2018). Metallic biomaterials. In Fundamental Biomaterials: Metals (pp. 1– 33). Elsevier. https://doi.org/10.1016/B978-0-08-102205-4.00001-5 CAPÍTULO 4: PROCEDIMIENTO EXPERIMENTAL Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 101 En este capítulo se detalla el procedimiento experimental llevado a cabo en esta Tesis Doctoral, empezando por la caracterización de los polvos y partículas empleadas en la fabricación de los sustratos y seguido de la fabricación de estos a partir de distintas rutas de fabricación para la obtención de metales porosos y andamios. Posterior a la fabricación, se realiza la caracterización de estos sustratos mediante las técnicas tradicionales y, adicionalmente y como método novedoso, la caracterización a partir de medidas de impedancia eléctrica. Por último, se realizan las modificaciones superficiales pertinentes y deposición de cultivos celulares para su posterior caracterización y comparación con los sustratos de partida. CAPÍTULO 4. PROCEDIMIENTO EXPERIMENTAL 102 En este estudio se emplea polvo de titanio comercialmente puro grado IV (Ti c.p) Ti -325mesh, de la empresa SE-JONG Materiales Co. Ltd., Corea, sometido a un proceso de hidrogenación/deshidrogenaciónla; polvo de la aleación Ti6Al4V proporcionado por Ercata GmbH (Chemnitz, Alemania) y obtenido mediante atomización y polvo de la aleación Ti35Nb7Zr5Ta suministrado por Ercata GmbH (Chemnitz, Alemania) y producido mediante atomización (Batalha et al., 2020; Ivanov et al., 2018) . Las partículas empleadas como espaciador en la “técnica de espaciadores” son de bicarbonato de amonio, NH4HCO3, (Cymit Química SL, Barcelona, España, con una pureza mínima del 99,9%) (Batalha et al., 2020; Ivanov et al., 2018). El tamaño de las partículas se obtiene por granulometría de los polvos, utilizando el método de difracción de rayos láser utilizando el Mastersizer 2000 (Malvern Panalytical Ltd., Malvern, Reino Unido) como se puede observar en la 4.1 Caracterización de polvos y partículas de partida Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 103 Figura 4-1. La densidad del material en polvo se evalúa utilizando un picnómetro de helio (Pentapycnometer 5200e, Quantachrome, Anton Paar GmbH, Graz, Austria). Figura 4-1. Malvem Mastersizer 2000 (Escuela Técnica Superior de Ingeniería). Las fases presentes en el material se identifican mediante difracción de rayos X (XRD) utilizando un difractómetro X'Pert Pro MPD (Panalytical Ltd., Malvern, Reino Unido). Este equipo cuenta con un goniómetro θ/θ, un monocromador de grafito para el haz difractado y un detector de estado sólido (X'Cellerator). Los patrones de difracción se obtienen en modo de escaneo por pasos, empleando radiación Cu Kα, con un rango angular de 2θ entre 10° y 120°, un incremento de 0.033° y un tiempo de adquisición de 300 segundos por paso. La composición química se analiza mediante un detector de rayos X por dispersión de energía (EDX) (X-Flash 4010, Bruker, Billerica, Massachusetts, EE. UU.) acoplado a un microscopio electrónico de barrido de emisión de campo (SEM) (Hitachi S-4800, Tokio, Japón), operando con un voltaje de 20 kV. Asimismo, se capturan imágenes SEM en modo de electrones secundarios con un voltaje de 5 kV para observar los detalles morfológicos de las partículas. Además, se genera la curva de compresibilidad del polvo utilizando una máquina universal Instron 5505, tomando como base su densidad inicial compactada. Por último, se realizan al menos cinco mediciones de la microdureza CAPÍTULO 4. PROCEDIMIENTO EXPERIMENTAL 110 Tabla 4-1. Presiones de compactación empleadas para cada tipo de polvo. Polvo metálico Presión de Compactación Ti c.p. 1000MPa 800MPa Ti6Al4V 800MPa Ti35Nb7Zr5Ta 1000MPa 800MPa 600MPa 400MPa 200MPa 0MPa Figura 4-7. Prensa MUE40 del fabricante SUZPECAR, S.L (izquierda) prensa Malicet et Blin U-30 (derecha) (Escuela Técnica Superior de Ingeniería). Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 111 Una vez obtenidos los discos en verde, se pasa al proceso de sinterizado, que consiste en un tratamiento térmico durante un periodo de 2 horas a una temperatura inferior a la temperatura de fusión del metal base, en este caso, el Titanio c.p., Ti6Al4V y Ti35Nb7Zr5Ta. Es esta etapa se colocan los discos en una piedra empleada como molde y se coloca en horno de cámara de molibdeno como el de la Figura 4-8 (a) (Termolab, Águeda, Portugal) en condiciones de alto vacío (~10⁻⁵ mbar), como podemos observar en la Figura 4-8 (b). Figura 4-8. (a) Horno vertical Termolab con equipo de vacío, (b) colocacion de los discos en la plataforma del horno (Escuela Técnica Superior de Ingeniería). En el caso en el que se emplea la ruta de loose sintering (0MPa), no se lleva a cabo la etapa de prensado, y una vez que los polvos han sido homogeneizados en la túrbula, se depositan en un cilindro de alúmina con una base de piedra (como la mencionada anteriormente) y se introducen en el horno de la Figura 48. En la Figura 4-9 se puede observar la colocación mencionada para obtener esos cilindros de loose sintering, que posteriormente serán cortados con la misma CAPÍTULO 4. PROCEDIMIENTO EXPERIMENTAL 112 altura que los discos obtenidos aplicando presión de compactación; aproximadamente unos 5 mm. Figura 4-9. Plataforma del horno con la piedra y los polvos (izquierda) y tubos de alúmina para Loose Sintering (derecha). Una vez se introducen, se enciende el horno y este realiza una rampa de temperatura que sube 10ºC por minuto hasta llegar a la temperatura deseada donde permanecerá 2 horas y, posteriormente irá bajando la temperatura sin programación ninguna. Un ejemplo de rampa se observa en la Figura 4-10, es aplicable a cualquier temperatura máxima que queramos alcanzar, la subida siempre se programa de la misma forma. En la tabla 4-2 se recogen las temperaturas empleadas para cada una de las aleaciones. Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 113 Figura 4-10. Modelo de una de las rampas empleadas en la etapa de sinterización. Tabla 4-2. Temperaturas de Sinterización empleadas para cada aleación Polvo metálico Temperatura de Sinterización Ti c.p. 1300ºC Ti6Al4V 1250ºC Ti35Nb7Zr5Ta 1500ºC 1400ºC 1250ºC 4.2.1.2 Técnica de Espaciadores Con el objetivo de incrementar la porosidad y controlar las características como la cantidad, distribución y forma de los poros en compactos fabricados con Ti c.p. grado IV, Ti6Al4V y Ti35Nb7Zr5Ta, se utiliza la técnica de espaciadores. Para ello, se emplea bicarbonato de amonio (NH4HCO3) como material espaciador, seleccionando un rango de tamaño de partículas entre 100 y 200 μm, con proporciones que oscilan entre el 30% y el 60% en volumen. CAPÍTULO 4. PROCEDIMIENTO EXPERIMENTAL 114 A continuación, se detallan los procedimientos experimentales realizados para fabricar y analizar los compactos, examinando cómo los parámetros de procesamiento afectan la porosidad. El objetivo es encontrar un balance entre las propiedades mecánicas y biofuncionales, minimizando el efecto adverso del apantallamiento de tensiones. Se presta especial atención a los métodos de eliminación del espaciador y a cómo las condiciones de este proceso influyen en la integridad estructural de los compactos. Para el método de fabricación con espaciadores, es necesario saber las dimensiones de las probetas que se van a fabricar, las distintas presiones de compactación que se van a emplear y los porcentajes de volumen poroso que se quieren alcanzar; para proceder al cálculo de la masa que hay que pesar para hacer las mezclas de metal en polvo (Ti c.p. y las aleaciones Ti6Al4V y Ti35Nb7Zr5Ta) y el bicarbonato de amonio. Antes de pesar los polvos, es necesario moverlos utilizando una mezcladora como la empleada en la ruta de pulvimetalurgia convencional y mostrada en la Figura 4-5, durante 40 min. Después de esto, se procede al pesaje del metal y el espaciador para formar las mezclas y una vez listas, se vuelven a poner en la túrbula para conseguir la homogeneización de las mezclas, ya que es de vital importancia que se integren bien ambos polvos para conseguir una perfecta homogeneidad en el posterior prensado. Previo al inicio del proceso de compactación, resulta fundamental aplicar lubricante (de la misma forma que se ha comentado en el proceso de pulvimetalurgia convencional) a los elementos que se van a utilizar, que son los mismos que los mostrados en la Figura 4-6. A continuación, se coloca la cantidad necesaria de polvo dentro de la matriz. El proceso de prensado se lleva a cabo utilizando una prensa modelo MUE40, como la mencionada en el apartado anterior y aplicando en la fabricación de los Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 115 sustratos en este caso de, titanio c.p. (grado IV), una presión de compactación de 800MPa. Tras el prensado, para la extracción del compacto en verde, se transfiere a una segunda prensa, como ya se mencionó anteriormente; podemos ver ambos equipos en la Figura 4-7. Antes del proceso de sinterización, es necesario eliminar las partículas de espaciador presentes en los discos en verde mediante un proceso de tratamiento térmico dividido en dos etapas: la primera, realizada a 60ºC durante 10 horas, y la segunda, a 110ºC por otras 10 horas, ambas bajo condiciones de vacío reducido (10⁻² mbar) empleando una estufa Heraeus T5042 EK como se muestra en la Figura 4-11. Figura 4-11. Estufa Heraeus T 5042 EK, empleada para eliminar el espaciador (Escuela Técnica Superior de Ingeniería). Posteriormente, se lleva a cabo la sinterización final durante 2 horas a 1250ºC para los substratos de Ti c.p. y Ti6Al4V y, 1400ºC para los substratos de Ti35Nb7Zr5Ta; empleando rampas de temperatura similares a la mostrada en el apartado de pulvimetalurgia (Figura 4-10); utilizando una atmósfera de alto vacío (10⁻⁵ mbar) en un horno con cámara de molibdeno fabricado por TermolabFornos Eléctricos, Lda., ubicado en Águeda, Portugal como el mostrado en la Figura 4-8 del apartado anterior. CAPÍTULO 4. PROCEDIMIENTO EXPERIMENTAL 116 4.2.1.3 Fusión Selectiva por Láser (SLM) Los sustratos de Ti6Al4V se fabrican utilizando la técnica aditiva denominada Fusión de Polvo en Cama de Polvo (LBPF, por sus siglas en inglés). A continuación, se va a describir el procedimiento seguido en el estudio para obtener unas muestras de Ti6Al4V porosas, fabricadas mediante fusión selectiva con láser (SLM) Utilizando el polvo previamente caracterizado, CATEC fabrica dos sustratos con distintas propiedades empleando el Renishaw AM250 Selectiva Laser Melting, mostrado en la Figura 4-13. Para crear una estructura porosa con alta jerarquía, se emplea un patrón de deposición en zigzag, alternando la orientación entre capas en 90°. En cada conjunto de muestras, se modifica la distancia entre pasadas, conocida como hatch distance, cuyo concepto se ilustra en la Figura 4-12. Figura 4-12. Esquema de la hatch distance (David Feria Conforto, 2024). Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 117 Figura 4-13. Sistema Renishaw AM250 Selective Laser Melting facilitado en CATEC. Los valores de hatch distance usados en los sustratos ensayados en este trabajo se recogen en la Tabla 4-3: Tabla 4-3. Hatch distance (HD) de los sustratos. La numeración empleada en la Tabla 4-3 será la usada de ahora en adelante para hacer referencia a los diferentes sustratos. Una vez se fabrican los sustratos porosos, se procede a la caracterización de estos, estudiando su composición química, mediante EDX y XRD; los datos de porosidad mediante análisis de Arquímedes y Análisis de imagen; su superficie con SEM, propiedades biomecánicas a partir de curvas P-h y rayado y, por último, propiedades eléctricas a través de impedancia eléctrica. CAPÍTULO 4. PROCEDIMIENTO EXPERIMENTAL 118 4.2.2 Caracterización de sustratos porosos 4.2.2.1 Caracterización de la composición química Una vez se obtienen los sustratos sinterizados a partir de las distintas rutas de fabricación explicadas, se realizan análisis de estos para su caracterización. Por un lado, la composición química se evalúa mediante fluorescencia de rayos X por energía dispersiva (Energy-Dispersive X-ray spectroscopy, EDX), empleando un detector de rayos X dispersivo de energía X-Flash 4010 (Bruker, Billerica, Massachusetts, EE.UU.) a un voltaje de aceleración de 20kV. Por otro lado, se emplea difracción de rayos X (X-Ray Diffraction, XRD) para estudiar la composición de fase cristalina de los sustratos y de los recubrimientos en el caso de algunos de ellos. Se emplea para ello un difractómetro D8 Advance A25 (D8190) de la casa Bruker (Alemania) (Figura 415) que utiliza radiación de Cu Kα (λ=0.154nm) de 30kV y 50mA con un ángulo de incidencia de 1° y se mide tras la irradiación de la muestra la intensidad y ángulo de los rayos dispersados por el material (ley de Bragg). Este Figura 4-14. Esquema general de la caracterización de los sustratos metálicos porosos empleada. Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 119 procedimiento también puede emplearse para detectar configuraciones de tensiones internas y posibles imperfecciones presentes en una muestra específica. Figura 4-15.Difractómetro Bruker D8 Advance A25 (D8190) facilitado en CATEC. 4.2.2.2 Caracterización superficial Para estudiar la rugosidad de la superficie de los substratos empleados en el estudio se somete a las muestras dos técnicas distintas. El objetivo principal de esta caracterización es analizar los cambios en la rugosidad tanto en las áreas planas como en el interior de los poros, además de verificar el efecto. Por un lado, se emplea microscopia electrónica de barrido, también denominada SEM (por sus siglas Scanning Electron Microscopy) que utiliza los principios de funcionamiento de la microscopía óptica, pero sustituyendo el rayo de luz por un haz de electrones. Este uso del haz de electrones permite alcanzar aumentos de hasta 100 Å, muy superior a los aumentos que se pueden alcanzar con cualquier microscopio óptico. La caracterización de la topografía y la estructura de los poros se realiza utilizando un microscopio electrónico de alta resolución FEI TENEO (FEGSEM) como el de la Figura 4-16, llevando a cabo un análisis visual detallado. Estas observaciones son posteriormente comparadas con los valores de rugosidad obtenidos al realizar el ensayo de rayado en la superficie de las probetas. Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 221 Figura 5-33. SEM para sustratos obtenidos por la técnica de espaciadores con distintos porcentajes de porosidad y rangos de tamaño de partículas de Titanio c.p. después de femtosegundo. Para un tamaño de poro determinado, es posible diferenciar las muestras según sus distintos niveles de porosidad, como se puede observar en la Figura 532 (b). Además, se observa que a frecuencias más elevadas se logra una mayor sensibilidad, permitiendo una mejor distinción del volumen de porosidad, en línea con los resultados reportados en estudios anteriores (Olmo et al., 2020). El tratamiento con láser produce un incremento notable en el valor absoluto de la impedancia, como se muestra en ambas Figuras 5-32 (a) y (b). La dispersión CAPÍTULO 5. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 222 de las mediciones, obtenidas a una frecuencia específica de 250 MHz, se visualiza en la Figura 5-32 (c). Además, se destaca el incremento en los valores absolutos de la impedancia de las muestras tras la irradiación con láser de femtosegundo, en contraste con las muestras que no recibieron dicho tratamiento. Este comportamiento se atribuye a las modificaciones estructurales y superficiales inducidas por el procedimiento con láser. A partir del análisis de los resultados, se concluye que este método simplificado permite identificar alteraciones físicas y químicas en la superficie de los implantes, generadas por tratamientos de modificación superficial. Los datos obtenidos revelan una relación directa y evidente entre la impedancia eléctrica, el nivel de porosidad y el tratamiento aplicado con láser de femtosegundo. Mediante la técnica de espectroscopia de impedancia eléctrica, se caracterizan diferentes muestras de titanio poroso sometidas a modificación con láser de femtosegundo. Este enfoque permite distinguir con claridad diversos volúmenes de porosidad, lo cual concuerda con estudios previos en el área. Además, el tratamiento con láser de femtosegundo genera un incremento significativo en los valores absolutos de la impedancia eléctrica, los cuales pueden caracterizarse de forma precisa en un amplio rango de frecuencias, destacándose una mayor sensibilidad a frecuencias elevadas. 5.3.4 Caracterización a partir de impedancia eléctrica |Z| del efecto de la presencia celular. Como se ha expuesto en el Capítulo 4 de experimentación, en investigaciones anteriores (Giner et al., 2020; Olmo et al., 2020), se consiguieron cultivar osteoblastos en los sustratos de titanio porosos obtenidos por pulvimetalurgia y espaciadores, tratados con láser femtosegundo. En esta Tesis Doctoral, se han utilizado esas probetas para estudiar a partir de medidas de Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 223 impedancia eléctrica la presencia de células en los implantes. En esta primera imagen (Figura 5-35) se realiza una comparación entre el sustrato obtenido por pulvimetalurgia (previo al tratamiento con láser de femtosegundo) y el sustrato de titanio obtenido por la técnica de espaciadores (posterior a la modificación de su superficie). Figura 5-34. Imágenes capturadas mediante SEM que ilustran la morfología de las células MC3T3 tras un periodo de incubación de cuatro días, ubicadas sobre (a) la superficie de la muestra completamente densa sin modificación, (b) la superficie tratada, y (c) el interior de los macroporos del sustrato de titanio poroso después de haber recibido el tratamiento con láser de femtosegundo. En las micrografías, las células MC3T3 están indicadas mediante flechas amarillas y los núcleos celulares están marcados con asteriscos rojos (Rodríguez et al., 2020b). Los resultados obtenidos revelaron una mejora significativa en la proliferación celular en los discos que fueron sometidos a modificación. En este caso, se observó la formación de una monocapa de células MC3T3. Las células osteoblásticas fueron identificadas en las imágenes mediante flechas amarillas, mientras que los núcleos celulares se marcaron con asteriscos rojos. En las muestras de titanio completamente densas, el citoesqueleto celular mostró una CAPÍTULO 5. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 224 extensión en las áreas periféricas de la muestra, en contraste con las células osteoblásticas que recubrían las superficies internas de los macro-poros generados por el uso de partículas espaciadoras. La adherencia celular ocurrió a través de filopodios, que son finas proyecciones celulares. Por otro lado, los osteoblastos que proliferaron sobre una superficie completamente densa y en condiciones controladas mostraron una menor cantidad de filopodios, los cuales son estructuras esenciales en el proceso de adhesión celular (Rodríguez et al., 2020b). La Figura 5-36 presenta otras imágenes para los sustratos porosos obtenidos por pulvimetalurgia y espaciadores al 30% de volumen poroso de las superficies tratadas con femtosegundo y de células adheridas a una superficie de titanio poroso tratada con radiación láser. Estos resultados se relacionan con las mediciones de impedancia realizadas en las muestras, particularmente en rangos de frecuencias más altas, donde se detecta una impedancia mayor en aquellas muestras con un 30% de porosidad. Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 225 Figura 5-35. Imágenes SEM de los discos de Ti c.p. (macizo y poroso al 30%) tratados con femtosegundo y con presencia de cultivos celulares (Giner et al., 2020; Navarro et al., 2022; Olmo et al., 2020). En la Tabla 5-25 se recogen los valores absolutos de impedancia medidos en muestras con cultivos celulares de osteoblastos, y en la Figura 5-37 se representan gráficamente. Se evidencia un aumento consistente en el valor absoluto de la impedancia, lo que concuerda con estudios previos (Giner et al., 2020). Se comparan las muestras sin tratamiento, tratadas con láser de femtosegundos y aquellas con cultivos celulares, a través de todo el rango de frecuencias. En la Figura Xa, las muestras completamente densas con cultivos de osteoblastos presentan valores de impedancia más altos en todas las frecuencias, en comparación con las muestras tratadas con láser de femtosegundos y las no tratadas. En la Figura Xb se muestran los valores absolutos de impedancia para las muestras con un 30% de porosidad, observándose nuevamente los valores más altos de impedancia en las muestras con cultivos celulares. Tabla 5-25. Valores de |Z| para los sustratos obtenidos por pulvimetalurgia y técnica de espaciadores al 30% y 50% de volumen poroso para Titanio c.p. antes y después del tratamiento con láser femtosegundo y con cultivo celular. CAPÍTULO 5. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 226 Figura 5-36. Valores de impedancia de discos con cultivos celulares (CC) vs valores de impedancia anteriores al tratamiento con láser de femtosegundos (FS) y después del tratamiento en muestra completamente densa. (b) Valores de impedancia en muestra con 30% de volumen de porosidad (Navarro et al., 2022). El incremento en el valor absoluto de la impedancia eléctrica asociado al crecimiento celular de osteoblastos es siempre superior al aumento provocado por la modificación con láser de femtosegundos, lo que indica que el efecto de la proliferación celular tiene una influencia más destacada en las mediciones de Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 227 impedancia. Este aumento sugiere que la capa capacitiva generada por las membranas celulares en la superficie del disco impacta de manera más significativa en la impedancia global. En consecuencia, ambos casos se diferencian de forma sencilla, accesible y no destructiva utilizando mediciones de impedancia eléctrica. Los métodos experimentales tradicionales para caracterizar la porosidad y evaluar la actividad celular (como la presencia de osteoblastos y el proceso de mineralización) suelen ser largos, costosos y destructivos. Para superar estos inconvenientes, se propone un protocolo alternativo basado en la medición de impedancia eléctrica. Este enfoque permite evaluar el contenido de poros de un material y detectar cambios físicos y químicos que ocurren en la superficie de los implantes, como resultado de tratamientos de modificación superficial o la interacción del implante con el tejido circundante durante el proceso de osteointegración. En este sentido, se observa una relación clara y directa entre la impedancia eléctrica, el tratamiento con láser de femtosegundos y la actividad celular, particularmente la adhesión y proliferación de osteoblastos. Adicionalmente, al evaluar el impacto del tratamiento con láser de femtosegundo, se estudia el comportamiento celular (adhesión y proliferación de osteoblastos) en discos porosos. Los resultados muestran un aumento en los valores absolutos de la impedancia para todas las muestras de titanio con cultivos celulares, en línea con estudios previos (Olmo et al., 2020). Este incremento en la impedancia es superior al registrado por el tratamiento con láser de femtosegundos en todas las muestras evaluadas. Ya que se ha visto que la impedancia eléctrica sirve de herramienta para detectar la presencia y proliferación de las células que en su momento se cultivaron en la superficie de los sustratos; estas medidas, también se podrían utilizar para detectar cambios cuando se produzca el relleno de hueso en los implantes. De igual forma, si a estos implantes se les realizasen infiltraciones con biopolímeros biodegradables, las medidas de impedancia se podrían emplear CAPÍTULO 5. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 228 para detectar la presencia de biopolímero e, incluso, afinando la técnica, controlar la cinética con la que estos biopolímeros se van degradando. 5.3.5 Caracterización a partir de impedancia eléctrica |Z| del efecto de la modificación superficial con recubrimientos de Ti35Nb7Zr5Ta En los discos de titanio c.p. obtenidos mediante pulvimetalurgia convencional recubiertos de Ti-β por la técnica de Pulverización Catódica (PVD), se llevaron a cabo mediciones de espectroscopía de impedancia electroquímica (EIS) con el fin de evaluar de manera semicuantitativa las variaciones posibles en las propiedades electroquímicas de las superficies, las cuales influyen en su resistencia a la biocorrosión (Giner et al., 2020; Olmo et al., 2020). La Figura 5-38 presenta un esquema representativo de las mediciones de impedancia eléctrica, donde el sistema compuesto por el sustrato de titanio (Ti) y el recubrimiento Ti35Nb7Zr5Ta (TNZT) se modela como resistores en serie dentro de un circuito. Por su parte, la Figura 5-39 y la Tabla 5-26 muestran los valores de impedancia eléctrica |Z| para el sustrato de titanio desnudo y los efectos de los diferentes recubrimientos TNZT en un rango de frecuencias de 100 a 500 MHz. Investigaciones anteriores han empleado un rango similar de frecuencias en espectroscopía de impedancia electroquímica (EIS) para evaluar la porosidad en implantes (Olmo et al., 2020), estudiar el crecimiento celular en implantes de titanio poroso (Giner et al., 2020), o correlacionar las variaciones en los valores de impedancia con las propiedades mecánicas de huesos corticales o trabeculares (Sierpowska et al., 2005). En este intervalo de frecuencias, es posible detectar cambios en materiales biológicos dentro de la denominada región γ (SCHWAN, 1957), especialmente en relación con el contenido de agua en especies biológicas y pequeñas moléculas. Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 229 Figura 5-37.Esquema de las mediciones de impedancia eléctrica considerando el sistema sustrato de Ti c.p. + recubrimiento de TNZT como resistencias en serie en un circuito (PVD: pulverización catódica) (Sánchez-López et al., 2025). Los resultados muestran que, como era previsible, los recubrimientos presentan valores de impedancia más elevados en comparación con los discos sin recubrimiento, como se puede observar en la Figura 8a. Estos valores exhiben una relación lineal con la frecuencia, oscilando entre aproximadamente 150 y 500 mΩ (Navarro et al., 2022; Olmo et al., 2020). Dichos resultados son similares a los obtenidos para un sustrato de β-Ti completamente denso (FD TNZT), también incluido en el gráfico como referencia comparativa, a pesar de que este último presenta un grosor limitado de entre 1 y 3 μm. Esto pone de manifiesto que los recubrimientos desarrollados en este estudio presentan una elevada densidad y una composición química homogénea, lo cual contribuye a alcanzar valores similares de impedancia eléctrica. No obstante, las diferencias entre los distintos recubrimientos de β-Ti y el sustrato de Ti sin recubrimiento se hacen más evidentes en frecuencias elevadas, cuando los efectos asociados a la microestructura y la composición química adquieren mayor relevancia, tal y como se ha documentado en investigaciones previas (Navarro et al., 2022; Olmo et al., 2020). CAPÍTULO 5. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 230 Tabla 5-26. Valores de |Z| para el sustrato obtenido por pulvimetalurgia de Titanio c.p. sin recubrimiento y con los tres recubrimientos depositados por pulverización catódica. Figura 5-38. Mediciones de impedancia eléctrica (|Z|) del sustrato de Ti c.p. desnudo frente a los sustratos de Ti c.p. recubiertos con TNZT. Se incluye una aleación ß-TNZT a granel completamente densa (FD TZNT) con fines de comparación (Sánchez-López et al., 2025). Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 237 Moriche, R., Beltrán, A. M., Begines, B., Rodríguez-Ortiz, J. A., Alcudia, A., & Torres, Y. (2021). Influence of the porosity and type of bioglass on the micromechanical and bioactive behavior of coated porous titanium substrates. Journal of Non-Crystalline Solids, 551(September 2020), 120436. https://doi.org/10.1016/j.jnoncrysol.2020.120436 Navarro, P., Barrera, M., Olmo, A., & Torres, Y. (2024). Electrical impedance characterization and modelling of Ti-Β implants. Journal of Biomedical Materials Research - Part A. https://doi.org/10.1002/jbm.a.37797 Navarro, P., Olmo, A., Giner, M., Rodríguez-Albelo, M., Rodríguez, Á., & Torres, Y. (2022). Electrical Impedance of Surface Modified Porous Titanium Implants with Femtosecond Laser. Materials, 15(2). https://doi.org/10.3390/ma15020461 NIELSEN, L. F. (1984). Elasticity and Damping of Porous Materials and Impregnated Materials. Journal of the American Ceramic Society, 67(2), 93–98. https://doi.org/10.1111/j.1151-2916.1984.tb09622.x Olmo, A., Hernández, M., Chicardi, E., & Torres, Y. (2020). Characterization and monitoring of titanium bone implants with impedance spectroscopy. Sensors (Switzerland), 20(16), 1–13. https://doi.org/10.3390/s20164358 Rahman Rashid, R. A., Palanisamy, S., Attar, H., Bermingham, M., & Dargusch, M. S. (2018). Metallurgical features of direct laser-deposited Ti6Al4V with trace boron. Journal of Manufacturing Processes, 35, 651–656. https://doi.org/10.1016/j.jmapro.2018.09.018 Ramakrishnan, N., & Arunachalam, V. S. (1993). Effective Elastic Moduli of Porous Ceramic Materials. Journal of the American Ceramic Society, 76(11), 2745–2752. https://doi.org/10.1111/j.1151-2916.1993.tb04011.x Rodríguez, Á., Trueba, P., Amado, J. M., Tobar, M. J., Giner, M., Amigó, V., & Torres, Y. (2020a). Surface modification of porous titanium discs using femtosecond laser structuring. Metals, 10(6), 1–18. https://doi.org/10.3390/met10060748 CAPÍTULO 5. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 238 Rodríguez, Á., Trueba, P., Amado, J. M., Tobar, M. J., Giner, M., Amigó, V., & Torres, Y. (2020b). Surface modification of porous titanium discs using femtosecond laser structuring. Metals, 10(6), 1–18. https://doi.org/10.3390/met10060748 Rodriguez-Albelo, L. M., Navarro, P., Gotor, F. J., de la Rosa, J. E., Mena, D., García-García, F. J., Beltrán, A. M., Alcudia, A., & Torres, Y. (2023). Limits of powder metallurgy to fabricate porous Ti35Nb7Zr5Ta samples for cortical bone replacements. Journal of Materials Research and Technology, 24, 6212– 6226. https://doi.org/10.1016/j.jmrt.2023.04.212 Sánchez-López, J. C., Caro, A., Alcalá, G., & Rojas, T. C. (2020). Tailoring CrNx stoichiometry and functionality by means of reactive HiPIMS. Surface and Coatings Technology, 401, 126235. https://doi.org/10.1016/j.surfcoat.2020.126235 Sánchez-López, J. C., Godinho, V., López-Santos, C., Navarro, P., RodríguezAlbelo, L. M., Sánchez-Pérez, M., Jiménez-Piqué, E., & Torres, Y. (2025). Magnetron sputtered ß-Ti coatings for biomedical application: A HiPIMS approach to improve corrosion resistance and mechanical behavior. Applied Surface Science, 680, 161366. https://doi.org/10.1016/j.apsusc.2024.161366 Sánchez-López, J. C., Rodríguez-Albelo, M., Sánchez-Pérez, M., Godinho, V., López-Santos, C., & Torres, Y. (2023). Ti6Al4V coatings on titanium samples by sputtering techniques: Microstructural and mechanical characterization. Journal of Alloys and Compounds, 952. https://doi.org/10.1016/j.jallcom.2023.170018 Sarakinos, K., Alami, J., & Konstantinidis, S. (2010). High power pulsed magnetron sputtering: A review on scientific and engineering state of the art. Surface and Coatings Technology, 204(11), 1661–1684. https://doi.org/10.1016/j.surfcoat.2009.11.013 Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 239 SCHWAN, H. P. (1957). Electrical properties of tissue and cell suspensions. Advances in Biological and Medical Physics, 5, 147–209. https://doi.org/10.1016/b978-1-4832-3111-2.50008-0 Schwan, H. P. (2002). INTERFACE PHENOMENA AND DIELECTRIC PROPERTIES OF BIOLOGICAL TISSUE 1 1 1rjan G. Shirazi, H. A., Chan, C.-W., & Lee, S. (2021). Elastic-plastic properties of titanium and its alloys modified by fibre laser surface nitriding for orthopaedic implant applications. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, 124, 104802. https://doi.org/10.1016/j.jmbbm.2021.104802 Sierpowska, J., Hakulinen, M. A., Töyräs, J., Day, J. S., Weinans, H., Jurvelin, J. S., & Lappalainen, R. (2005). Prediction of mechanical properties of human trabecular bone by electrical measurements. Physiological Measurement, 26(2), S119–S131. https://doi.org/10.1088/0967-3334/26/2/012 Vicente Escuder, Á., Amigó Mata, A., Francisco Segovia López, E., & Amigó Borrás, V. (n.d.). Palabras clave: Biomateriales, Mezcla elemental, TNZT, Ti35Nb-7Zr-5Ta. CAPÍTULO 6: CONCLUSIONES y TRABAJOS FUTUROS CAPÍTULO 8. CONCLUSIONES Y TRABAJOS FUTUROS 240 En este capítulo se presentan las conclusiones principales obtenidas a lo largo del desarrollo de esta investigación, destacando los aportes más relevantes al campo de estudio y respondiendo a los objetivos planteados inicialmente. Asimismo, se discuten las implicaciones de los resultados obtenidos, tanto a nivel teórico como práctico, y se identifican las posibles limitaciones que surgieron durante el desarrollo de la Tesis Doctoral. Finalmente, se proponen futuras líneas de investigación basadas en los hallazgos de esta tesis, con el fin de ampliar el conocimiento en el área y explorar nuevas aplicaciones que puedan contribuir al avance científico y tecnológico en este campo. Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 241 El objetivo principal de esta Tesis Doctoral ha sido el diseño y la implementación de una técnica basada en impedancia eléctrica para la caracterización de implantes biomédicos metálicos de una forma más sencilla, económica, repetitiva y no destructiva, que puede sustituir a las convencionales ya existentes (análisis de imágenes, espectrometría de emisión, etc.). En este contexto, destaca su potencialidad capacidad a la hora de detectar cambios en la composición química, porosidad (porcentaje y tamaño); así como, la detención de cambios superficiales en los implantes, asociados a tratamientos físicos (textura y rugosidad) y/o químicos (recubrimientos, proliferación de bacterias o células). A continuación, se expone de forma breve las conclusiones generales más relevantes y/o transversales, obtenidas en la presente Tesis Doctoral. Conclusiones CAPÍTULO 8. CONCLUSIONES Y TRABAJOS FUTUROS 242 En este trabajo de Tesis Doctoral se abordaron inicialmente las problemáticas asociadas a los biomateriales metálicos utilizados en la actualidad para la fabricación de implantes, con el objetivo de proponer soluciones que mejoren su desempeño clínico. En primer lugar, se abordó el problema del apantallamiento de tensiones, el cual surge debido a que estos materiales presentan un módulo de Young (E) significativamente superior al del hueso, lo que puede interferir en la distribución natural de las cargas mecánicas. En segundo lugar, se analizó el desafío relacionado con los fallos en la interfase hueso-implante, ocasionados por la naturaleza bioinerte de los implantes metálicos de base titanio, lo que limita su osteointegración efectiva (unión química) con el tejido óseo circundante. Figura 6-1. Esquemático de la búsqueda del equilibrio biomecánico y biofuncional biomateriales metálicos. Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 243 Para abordar los problemas identificados, este trabajo continuó buscando un equilibrio entre las propiedades biomecánicas y biofuncionales de los materiales, como se muestra en la Figura 6-1. Por un lado, con el objetivo de mejorar las propiedades mecánicas y mitigar el problema del apantallamiento de tensiones, se exploraron diversas rutas de fabricación para desarrollar materiales porosos que permitieran reducir el módulo de Young. No obstante, se observó que ciertas técnicas de fabricación dieron lugar a poros de gran tamaño, lo cual, si bien puede favorecer el crecimiento celular, compromete la resistencia mecánica del material. Por esta razón, se seleccionaron y evaluaron rutas de fabricación específicas para obtener sustratos porosos, como la pulvimetalurgia, la técnica de espaciadores con partículas en el rango de 100-200 μm y el fundido selectivo por láser, utilizando aleaciones de Titanio-β. Estas aleaciones fueron elegidas debido a su menor módulo de Young en comparación con otros biomateriales metálicos, lo que las hace especialmente adecuadas para aplicaciones en implantes óseos. La combinación de aleaciones de titanio beta, con la introducción de una porosidad adecuada, se plantea como una solución efectiva para solventar la temida reabsorción ósea, sin comprometer la resistencia mecánica y a fatiga de los implantes óseos. Por otro lado, con el fin de mejorar la funcionalidad del implante, específicamente en lo que respecta a su comportamiento en la interfaz entre el implante y el hueso circundante, se ha identificado que las modificaciones superficiales constituyen una solución efectiva para resolver los problemas que se presentan en esta interfase. En particular, se ha demostrado que el tratamiento con láser femtosegundo es capaz de inducir rugosidad y la formación de microcolumnas en la superficie del material, además de incrementar la microporosidad en la superficie. Estas modificaciones han favorecido la adhesión de osteoblastos, como lo evidencian los cultivos celulares realizados sobre estas superficies tratadas, los cuales han mostrado resultados positivos (Olmo et al., 2020). Asimismo, los recubrimientos de Titanio-β aplicados mediante la técnica de Pulverización Catódica han demostrado ser eficaces para mejorar las CAPÍTULO 8. CONCLUSIONES Y TRABAJOS FUTUROS 244 propiedades superficiales del material, incrementando su resistencia a la corrosión, la resistencia a la fatiga y la dureza superficial. Estas mejoras contribuyen a la promoción de la adhesión y proliferación celular, favoreciendo así un mejor proceso de osteointegración y, por ende, la funcionalidad clínica a largo plazo del implante. Por otro lado, la evaluación del módulo de Young (E) en aleaciones de titanio ha suscitado cierta controversia en la comunidad científica, considerando las incertidumbres asociadas a las técnicas convencionales de evaluación de esta propiedad mecánica. En este contexto, en esta Tesis Doctoral, se validan las ecuaciones empleadas en la literatura para estimar los valores de E (Oliver & Pharr, 2004; Sneddon, 1965), comparándolos con los valores obtenidos experimentalmente (curvas P-h). En el gráfico mostrado en la Figura 6-2, se presenta la comparación de las estimaciones teóricas con las experimentales, pudiendo ser identificados los desvíos de los valores de Módulos de Young (desviación de la línea trazada como referencia a 45º). Aunque, existe una buena correlación, se pueden identificar como algunos de los valores se sitúan por encima o por debajo de la línea de referencia, hecho que se asocia a los errores intrínsecos de las medidas experimentales de micro-indentación instrumentada (curvas P-h) y la preparación metalográfica (análisis de imágenes). En este escenario, los resultados de micro-indentación, dependen de la zona indentada (presencia de poros alrededor y por debajo de la huella). Por su parte, los parámetros característicos de la porosidad (contenido, tamaño y/o morfología) son susceptibles de los procesos de desbaste y pulido de la superficie de los implantes. Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 245 Figura 6-2. Comparación de las estimaciones teóricas y experimentales del Módulo de Young. Como última conclusión, se alcanzó el objetivo propuesto en esta Tesis Doctoral, ya que se verificó que la técnica de medición de impedancia eléctrica es eficaz para la caracterización de materiales metálicos porosos. Se ha corroborado que es capaz de identificar variaciones en la composición química de los sustratos, mostrando diferencias notables entre los discos fabricados con titanio comercialmente puro (Ti c.p.), Ti6Al4V y Ti35Nb7Zr5Ta. Asimismo, esta técnica permite detectar cambios asociados a las condiciones de fabricación, tales como la presión de compactación y la temperatura de sinterización. Además, se demostró que es eficaz para evaluar el porcentaje y el tamaño de la porosidad de los sustratos metálicos. En términos de las modificaciones superficiales, esta técnica es capaz de detectar el efecto de los tratamientos con femto-segundo, la deposición de recubrimientos; así como, los cambios en el implante asociados a la actividad celular (proliferación de osteoblastos). En esta Tesis Doctoral se plantean, por primera vez en la literatura, ecuaciones constitutivas que permiten 𝑬𝒅 (GPa) – estimados (Lascano et al., 2019) 𝑬𝑵 (Nielsen, 1984) y E (P-h) Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas 251 Capítulos de Libro - Paula Navarro González; Alberto Olmo Fernández; Luisa Marleny Rodríguez Albelo; Yadir Torres Hernández. Caracterización de la impedancia eléctrica de implantes de titanio poroso modificados superficialmente con láser de femtosegundo. (2022) SINERGIAS EN LA INVESTIGACIÓM EM STEM (Vol. 1, pp. 13-17). 3CIENCIAS. - Paula Navarro; Alberto Olmo; Yadir Torres. (2024). Electrical Impedance: An Effective Technique to Detect Volumetric and Surface Microstructural Variations in Materials. Recent Advances and Emerging Challenges in STEM (Vol. 50, pp. 206213). Spinger. Congresos y Jornadas - 2021. Caracterización de la impedancia eléctrica de implantes de titanio poroso modificados superficialmente con láser femtosegundo. VIII Jornada: Investigación, Desarrollo e Innovación. Escuela Politécnica Superior. Universidad de Sevilla. - 2022. Impedancia de discos de TNZT con distintas condiciones de fabricación. IX JORNADAS DE I+D+I & 1ST INTERNATIONAL WORKSHOP ON STEM. Escuela Politécnica Superior. Universidad de Sevilla. - 2023. Detección de cambios en la impedancia eléctrica relacionados con cambios microestructurales y acabados superficiales. X Jornadas de I+D+I & 2st International Workshop on STEM. Escuela Politécnica Superior. Universidad de Sevilla. - 2024. Recubrimientos de Ti-β por sputtering de magnetrón para aplicaciones biomédicas: Un enfoque HiPIMS para mejorar la resistencia a la corrosión y el comportamiento mecánico. XI jornadas de I+D+i & 3rd International Workshop on STEM y VIII COMPENDIO DE TRABAJOS 252 Jornadas del Programa de Doctorado en Instalaciones y Sistemas para la Industria. Escuela Politécnica Superior. Universidad de Sevilla. - 2024. Relación entre la impedancia eléctrica y los cambios de composición química, microestructura y acabados superficiales de implantes óseos. XVIII CONGRESO NACIONAL DE MATERIALES CNMAT 2024. Universidad de Málaga. Proyectos - Proyecto I+D+i FEDER Andalucía 2014-2020: “Modelado e implementación de la técnica Freeze-Casting: gradientes de porosidad con un equilibrio tribomecánico y comportamiento celular electro-estimulado. US-1259771”. Unión Europea. - Proyecto Prueba de Concepto. Programa Estatal I+D+i Retos de la Sociedad: Pruebas de Concepto: "Implante dental poroso, procedimiento de fabricación y modificación superficial” con referencia PDC2022-133369-I00. TESIS DOCTORAL Uso y validación de la impedancia eléctrica para la caracterización de materiales para aplicaciones biomédicas Autora: Paula Navarro González Directores: Yadir Torres Hernández y Alberto Olmo Fernández Tutor: Yadir Torres Hernández Programa de doctorado: Instalaciones y Sistemas para la Industria Escuela Politécnica Superior Universidad de Sevilla Sevilla, 2025