La aleación de titanio se utiliza ampliamente en el campo biomédico debido a sus excelentes propiedades mecánicas y biocompatibilidad. Pero la aleación de titanio y el titanio tienen inercia biológica, principalmente a través del quimerismo físico en el cuerpo, que es fácil causar aflojamiento y caída en el uso a largo plazo. Además, debido a la diferencia de coeficiente de dilatación térmica entre el titanio y el hueso, también se produce la inestabilidad de la unión. Por lo tanto, se han propuesto diferentes técnicas de modificación de la superficie del titanio para satisfacer las necesidades de la aplicación clínica. Los métodos habituales de modificación de la superficie de los materiales de implante incluyen principalmente: tratamiento de la superficie suelta y rugosa de los materiales de implante; el revestimiento de la superficie del material implantado se carga con moléculas o materiales bioactivos para la modificación de la superficie.

Los estudios han demostrado que los principales factores que afectan a la biocompatibilidad y la capacidad de osteointegración de los materiales de implante incluyen principalmente la humectabilidad de la superficie del material, la rugosidad, la composición y el tipo de cristal. En el entorno humoral, una buena humectabilidad superficial del material de implante favorece más la adsorción de proteínas y la adhesión celular. Además, las condiciones específicas de la superficie son más propicias para la diferenciación y el crecimiento celular. Mediante el proceso de modificación de la superficie de la aleación de titanio, se puede construir un revestimiento convenientemente modificado en la superficie de la aleación para optimizar la estructura superficial, la composición y la humectabilidad de la aleación, manteniendo al mismo tiempo la resistencia a la corrosión y las propiedades mecánicas de la aleación, a fin de lograr la mejora de la compatibilidad y la capacidad de integración ósea.

En la actualidad, los recubrimientos de modificación superficial habituales de las aleaciones de titanio de uso médico para implantes óseos incluyen principalmente el recubrimiento de hidroxiapatita (HA), el recubrimiento de grafeno, el recubrimiento de quitosano y el recubrimiento de matriz de nanotubos de TiO2, entre los cuales, la matriz de nanotubos de TiO2 puede combinarse con otros recubrimientos para lograr mejores funciones debido a su recubrimiento de estructura porosa de autocrecimiento in situ. En el futuro, la principal dirección de la modificación de la superficie de las aleaciones de titanio de uso médico es mejorar la capacidad de integración ósea de los implantes mediante la preparación de recubrimientos de superficie modificada y la combinación de diversos métodos de modificación de la superficie.

Revestimiento de hidroxiapatita (HA)

Como principal componente inorgánico del hueso humano, la hidroxiapatita (HA) presenta una buena biocompatibilidad. Al entrar en contacto con los fluidos corporales, los iones de la superficie de la HA pueden intercambiarse con los iones de una solución acuosa, y moléculas como el colágeno y las proteínas o los iones se adsorben en sus superficies para producir biopelículas y recubrimientos. HA recubrimiento no sólo combina enlaces químicos en el hueso / implante de cerca, sino también como una barrera entre el fluido y los implantes de metal, que depende de sus métodos de preparación y la tecnología, que influyen en la fuerza de adhesión, la cristalinidad y la matriz de densidad, la combinación de baja intensidad puede conducir a la modificación de fracaso, descamación de la capa de HA puede causar inflamación y otros problemas. Los resultados muestran que la fuerza de adherencia del recubrimiento de HA por pulverización catódica por magnetrón puede alcanzar 80 MPa, que es mayor que la fuerza de adherencia del recubrimiento preparado por prensado isostático en caliente, deposición por láser de pulso, pulverización de plasma y el método sol-gel (alrededor de 14MPa, 16MPa, 25MPa y 26 MPa, respectivamente).

En la actualidad, la pulverización por plasma y la deposición electroforética se utilizan habitualmente para preparar el recubrimiento de HA, y esta última puede emplearse para el recubrimiento de matrices complejas. El recubrimiento de HA preparado mediante pulverización térmica se recoció para reducir la tensión residual, y la fuerza de adhesión del recubrimiento de HA aumentó de forma evidente porque la tensión residual se redujo mediante el tratamiento térmico. Para mejorar la fuerza de adhesión del recubrimiento de HA, la superficie de la aleación de titanio puede ser desbastada mediante diversas técnicas de pretratamiento, como el grabado por haz de electrones, el chorreado con microesferas, el grabado acidificante y el esmerilado con papel de lija, o puede depositarse la capa de transición entre el recubrimiento de HA y el sustrato de aleación de titanio.

La cristalinidad del recubrimiento de HA afecta al comportamiento celular. En comparación con el recubrimiento de HA de alta cristalinidad, el recubrimiento de HA de baja cristalinidad muestra una menor tasa de proliferación de osteoblastos. Se descubrió que el nanorrevestimiento y el microrrevestimiento de HA con diferente cristalinidad mostraban diferentes características de disolución y reprecipitación, y que el HA de baja cristalinidad mostraba una alta solubilidad in vivo. Se especula que la cinética de formación ósea temprana está relacionada con la solubilidad del recubrimiento de HA. La cristalización controlada del recubrimiento de HA puede realizarse mediante recocido o deposición a altas temperaturas (700~800 ℃). Parte del recubrimiento amorfo se transforma en recubrimiento cristalino durante el proceso de recocido y se puede obtener un recubrimiento de HA con cierta cristalinidad o estructura sustituida por iones. En comparación con el recubrimiento de HA en láminas, el recubrimiento de estructura acicular es denso y uniforme, lo que proporciona una mayor superficie de contacto con el fluido circundante y, por tanto, es más adecuado para la deposición de apatita. La microestructura del recubrimiento de HA también puede modificarse mediante calentamiento y sinterización. Hulbert et al. demostraron que la estructura porosa requiere cerámicas de óxido con un tamaño mínimo de poro de interconexión de unos 100 μm para que el nuevo tejido óseo crezca hacia el interior y proporcione espacio para la circulación de fluidos. Descubrieron que el tamaño de poro más pequeño permite la mineralización incompleta del tejido permeable. El recubrimiento de HA completamente denso no favorece la proliferación y diferenciación celular, utilizado principalmente como andamio de formación ósea, lo que resulta en su capacidad limitada para inducir la formación de hueso.

Revestimiento de grafeno

En 2004, el físico británico de la Universidad de Manchester Geim y Novoselov grafito por cinta de separación micro mecánica aislado con éxito monocapa de átomos de carbono en la estructura, a saber, los puntos de grafeno hacer material de piedra con alta área de superficie específica, alta conductividad térmica conductora, baja densidad, excelentes propiedades físicas, los dos científicos ganaron el Premio Nobel de Física en 2010. Los científicos encontraron que las pequeñas moléculas por diferentes grupos de modificación química pueden formar diferentes derivados de grafeno, tales como óxido de grafeno, la reducción de óxido de grafeno, nanotubos de carbono, etc, estos materiales con diferentes propiedades de la familia de materiales de grafeno, a menudo se utiliza para la modificación de material biológico se oxida derivados de grafeno. En un gran número de estudios sobre materiales compuestos modificados con grafeno y sus derivados que promueven la osteogénesis, los investigadores descubrieron que los materiales de andamiaje cargados con grafeno mostraban una mejor citocompatibilidad y capacidad de inducción de la osteoregeneración, y exploraron el mecanismo de su promoción de la regeneración ósea. Kumar et al. demostraron que el grafeno aumentaba la captación de factores osteogénicos en células madre mesenquimales humanas in vitro, promoviendo así la diferenciación osteogénica de las células madre. Se ha demostrado que el grafeno concentra dexametasona y 0-glicerofosfato, dos inductores osteogénicos clásicos, en cultivo para promover la diferenciación de células madre mesenquimales de médula ósea humana en osteoblastos. Además, el compuesto de apatita ligera rGO puede regular la expresión de proteínas relacionadas con el hueso y promover la maduración y calcificación de la matriz.

Revestimiento de quitosano

Como compuesto orgánico natural, el quitosano tiene las ventajas de una buena biocompatibilidad, no es tóxico, es un buen antibacteriano y favorece la proliferación y diferenciación celular, por lo que se utiliza a menudo como revestimiento de modificación superficial para implantes de aleación de titanio. El quitosano también tiene buena capacidad de adsorción, puede ser biodegradable in vivo y combinarse con hidroxiapatita y otras sustancias como soporte. El grosor del recubrimiento de quitosano puede controlarse para controlar la concentración local de fármacos para tratar la infección y la inflamación postoperatorias, de modo que el implante pueda lograr una mejor integración ósea y una rápida cicatrización. El quitosano puede interactuar con las células bacterianas cargadas negativamente para lograr el efecto antibacteriano, pero es ligeramente menos antibacteriano que los iones metálicos, lo que reduce el riesgo de fallo del implante.

Revestimiento de matriz de nanotubos de TiO2

La estructura de nanotubos de TiO2 puede evitar la liberación de iones metálicos (como Al, V, etc.) y aliviar la reacción de implantación, mostrando una mejor resistencia a la corrosión y biocompatibilidad que los materiales a granel de TiO2. Por lo tanto, la síntesis del recubrimiento de la matriz de nanotubos de TiO2 sobre la superficie de la aleación de titanio se convierte en una medida eficaz para mejorar su rendimiento médico.

La oxidación anódica se utiliza a menudo para las matrices de nanotubos de TiO2 en la superficie de materiales de titanio, con el fin de formar un revestimiento de capa de óxido de TiO2 con una estructura porosa aproximadamente esquelética. Cambiando el voltaje y la duración de la oxidación anódica, se puede regular la longitud y el diámetro del tubo de las matrices de nanotubos de TiO2. Las matrices de nanotubos de TiO2 preparadas mediante oxidación anódica eran amorfas y podían cambiar de fase amorfa a fase anatasa o rutilo tras el recocido a 300-500 ℃, y cambiaban gradualmente a fase rutilo tras el recocido a 600 ℃. Con el aumento de la cristalinidad superficial, se mejora la humectabilidad de la superficie de la matriz de nanotubos, lo que facilita la adsorción de proteínas y la adhesión celular. El efecto sinérgico del nanotubo y la estructura cristalina acelera la deposición de hidroxiapatita. Los resultados muestran que la fase anatasa es superior a la fase rutilo a la hora de inducir la diferenciación o la proliferación celular, y que la primera tiene más probabilidades de depositar hidroxiapatita. Cuando el voltaje de oxidación anódica se encuentra dentro de un cierto rango, la longitud y el diámetro de los nanotubos aumentan con el incremento del voltaje. A medida que aumenta el tiempo de oxidación, aumenta la rugosidad de la superficie y disminuye el ángulo de contacto.

La aleación Ti-6Al-4V es un material biomédico relativamente utilizado, que se compone de la fase α+β. Durante la oxidación anódica, la solubilidad de las dos fases es diferente, y la longitud de los nanotubos también es diferente en las distintas regiones de fase. Mansoorianfar et al. prepararon con éxito matrices de nanotubos de TiO2 con buena uniformidad en Aleación Ti-6Al-4V mediante oxidación anódica secundaria a una tensión de 50-75 V. La longitud media del tubo y el diámetro del nanotubo aumentaron con el incremento de la tensión (como se muestra en la figura siguiente). El estudio reveló que la muestra preparada a una tensión de 60 V mostraba la mejor actividad celular.

La preparación de una capa de nanotubos de TiO2 sobre una aleación de biotitanio de bajo módulo elástico no sólo garantiza las propiedades mecánicas del material del implante, sino que también mejora su biocompatibilidad. Li et al. prepararon una capa de nanotubos de TiO2 sobre la superficie de la aleación de titanio Ti-24Nb-4Zr-7,9Sn (Ti2448) y compararon el Ti puro, el Ti con nanotubos (NT) y el Ti2448. Nanotube-ti2448 (NTi2448) mostró una mayor humectabilidad, resistencia a la corrosión, citocompatibilidad y capacidad de integración ósea. Debido a la adición de Nb, Zr y otros elementos en la aleación de titanio con bajo módulo elástico, la película de oxidación formada tras la oxidación anódica mejora su resistencia a la corrosión. Además, la adición de elementos de aleación reduce la ordenación de la matriz de nanotubos, y algunos estudios han demostrado que las matrices con baja ordenación muestran una mejor compatibilidad.

En el último

La tecnología de modificación de superficies es una forma más eficaz de mejorar la actividad biológica, la resistencia al desgaste y las propiedades antibacterianas del titanio y las aleaciones de titanio, y de mejorar los biomateriales convencionales existentes para satisfacer las necesidades clínicas actuales en evolución. Los investigadores han realizado numerosos intentos para mejorar el diseño y la biocompatibilidad de las nuevas aleaciones de titanio de uso médico. El módulo elástico de las nuevas aleaciones de titanio de uso médico se aproxima cada vez más al valor del módulo elástico del tejido óseo humano. La construcción de recubrimientos modificados en la superficie de las aleaciones de titanio ha mejorado enormemente la biocompatibilidad, la capacidad de integración ósea y la capacidad antibacteriana de las aleaciones. Además, se han utilizado diversos métodos físicos y químicos para mejorar el rendimiento frente al desgaste de las superficies de aleaciones de titanio, depositando una capa de revestimiento cerámico con una excelente resistencia al desgaste sobre la superficie de titanio, como la película de carbono diamante (DLC), el revestimiento de nitruro de titanio (TiN).