La lega di titanio è ampiamente utilizzata in campo biomedico grazie alle sue eccellenti proprietà meccaniche e alla sua biocompatibilità. Tuttavia, la lega di titanio e il titanio presentano un'inerzia biologica, dovuta principalmente al chimerismo fisico dell'organismo, che può causare facilmente allentamenti e cadute nell'uso a lungo termine. Inoltre, a causa della differenza del coefficiente di espansione termica tra titanio e osso, si verifica anche l'instabilità del legame. Pertanto, sono state proposte diverse tecniche di modifica della superficie del titanio per soddisfare le esigenze dell'applicazione clinica. I metodi comuni di modifica della superficie dei materiali implantari comprendono principalmente: trattamento superficiale sciolto e ruvido dei materiali implantari; il rivestimento superficiale del materiale impiantato viene caricato con molecole o materiali bioattivi per la modifica della superficie.

Gli studi hanno dimostrato che i principali fattori che influenzano la biocompatibilità e la capacità di osteointegrazione dei materiali implantari includono principalmente la bagnabilità superficiale del materiale, la rugosità, la composizione e il tipo di cristallo. Nell'ambiente umorale, una buona bagnabilità superficiale del materiale implantare favorisce maggiormente l'adsorbimento delle proteine e l'adesione delle cellule. Inoltre, specifiche condizioni di superficie sono più favorevoli alla differenziazione e alla crescita delle cellule. Attraverso il processo di modifica della superficie della lega di titanio, è possibile costruire un rivestimento opportunamente modificato sulla superficie della lega per ottimizzare la struttura superficiale, la composizione e la bagnabilità della lega, mantenendo al contempo la resistenza alla corrosione e le proprietà meccaniche della lega, in modo da ottenere un miglioramento della compatibilità e della capacità di integrazione ossea.

Attualmente, i comuni rivestimenti di modifica della superficie della lega di titanio per uso medico per l'impianto osseo includono principalmente il rivestimento di idrossiapatite (HA), il rivestimento di grafene, il rivestimento di chitosano e il rivestimento di nanotubi di TiO2, tra i quali il nanotubo di TiO2 può essere combinato con altri rivestimenti per ottenere funzioni migliori grazie al suo rivestimento con struttura porosa auto-crescente in situ. In futuro, la direzione principale della modifica della superficie delle leghe di titanio per uso medico è quella di migliorare la capacità di integrazione ossea degli impianti preparando rivestimenti modificati in superficie e combinando vari metodi di modifica superficiale.

Rivestimento in idrossiapatite (HA)

L'idrossiapatite (HA), principale componente inorganica dell'osso umano, ha una buona biocompatibilità. A contatto con i fluidi corporei, gli ioni della superficie dell'HA possono essere scambiati con gli ioni di una soluzione acquosa e molecole come il collagene e le proteine o gli ioni vengono adsorbiti sulle loro superfici per produrre biofilm e rivestimenti. Il rivestimento di HA non solo combina i legami chimici sull'osso/impianto da vicino, ma anche come barriera tra il fluido e gli impianti metallici, che dipende dai suoi metodi di preparazione e dalla tecnologia, influenzando la forza di adesione, la cristallinità e la densità della matrice, la combinazione di bassa intensità può portare alla modifica del fallimento, lo sfaldamento del rivestimento di HA può causare infiammazioni e altri problemi. I risultati mostrano che la forza di adesione del rivestimento di HA mediante sputtering magnetronico può raggiungere gli 80 MPa, superiore alla forza di adesione del rivestimento preparato mediante pressatura isostatica a caldo, deposizione laser a impulsi, spruzzatura al plasma e metodo sol-gel (rispettivamente circa 14MPa, 16MPa, 25MPa e 26 MPa).

Attualmente, per preparare il rivestimento di HA si utilizzano comunemente la spruzzatura al plasma e la deposizione elettroforetica, quest'ultima può essere utilizzata per il rivestimento di matrici complesse. Il rivestimento di HA preparato mediante spruzzatura termica è stato ricotto per ridurre lo stress residuo e la forza di adesione del rivestimento di HA è aumentata in modo evidente perché lo stress residuo è stato ridotto dal trattamento termico. Per migliorare la forza di adesione del rivestimento HA, la superficie della lega di titanio può essere irruvidita con varie tecniche di pretrattamento, come l'incisione a fascio elettronico, la sabbiatura con microsfere, l'incisione con acidi e la levigatura con carta vetrata, oppure si può depositare uno strato di transizione tra il rivestimento HA e il substrato in lega di titanio.

La cristallinità del rivestimento di HA influisce sul comportamento delle cellule. Rispetto al rivestimento di HA ad alta cristallinità, quello a bassa cristallinità mostra un tasso di proliferazione inferiore degli osteoblasti. È stato riscontrato che il nano-rivestimento di HA e il rivestimento di micron con cristallinità diverse hanno mostrato caratteristiche diverse di dissoluzione e riprecipitazione, e l'HA inqualitativo ha mostrato un'elevata solubilità in vivo. Si ipotizza che la cinetica di formazione ossea precoce sia legata alla solubilità del rivestimento di HA. La cristallizzazione controllata del rivestimento di HA può essere realizzata mediante ricottura o deposizione ad alte temperature (700~800 ℃). Parte del rivestimento amorfo viene trasformato in rivestimento cristallino durante il processo di ricottura e si può ottenere un rivestimento di HA con una certa cristallinità o una struttura ionosostituita. Rispetto al rivestimento di HA in fogli, il rivestimento a struttura aciculare è denso e uniforme, fornendo una maggiore area di contatto con il fluido circostante e quindi più adatto alla deposizione di apatite. La microstruttura del rivestimento di HA può essere modificata anche mediante riscaldamento e sinterizzazione. Hulbert et al. hanno dimostrato che la struttura porosa richiede ceramiche di ossido con una dimensione minima dei pori di interconnessione di circa 100 μm affinché il nuovo tessuto osseo cresca verso l'interno e fornisca spazio per la circolazione dei fluidi. Hanno scoperto che la dimensione dei pori più piccola consente una mineralizzazione incompleta del tessuto permeabile. Un rivestimento completamente denso di HA non favorisce la proliferazione e la differenziazione delle cellule, utilizzate principalmente come impalcatura per la formazione ossea, con conseguente capacità limitata di indurre la formazione ossea.

Rivestimento in grafene

Nel 2004, il fisico britannico dell'Università di Manchester Geim e Novoselov grafite da nastro micro separazione meccanica isolato con successo monostrato di atomi di carbonio nella struttura, vale a dire i punti di grafene fare materiale di pietra con elevata superficie specifica, alta conduttività termica, bassa densità, eccellenti proprietà fisiche, i due scienziati ha vinto il premio Nobel per la fisica nel 2010. Gli scienziati hanno scoperto che le piccole molecole, modificate da diversi gruppi chimici, possono formare diversi derivati del grafene, come l'ossido di grafene, la riduzione dell'ossido di grafene, i nanotubi di carbonio, ecc. In un gran numero di studi sui materiali compositi modificati con grafene e suoi derivati che promuovono l'osteogenesi, i ricercatori hanno scoperto che i materiali di impalcatura caricati con grafene mostrano una migliore citocompatibilità e capacità di induzione dell'osteoregenerazione e hanno esplorato il meccanismo di promozione della rigenerazione ossea. Kumar et al. hanno dimostrato che il go aumenta l'assorbimento dei fattori osteogenici nelle cellule staminali mesenchimali umane in vitro, promuovendo così la differenziazione osteogenica delle cellule staminali. È stato dimostrato che il grafene concentra il desametasone e lo 0-glicerofosfato, due classici induttori osteogenici, in coltura per promuovere la differenziazione delle cellule staminali mesenchimali del midollo osseo umano in osteoblasti. Inoltre, il composito di apatite leggera rGO può regolare l'espressione di proteine legate all'osso e promuovere la maturazione della matrice e la calcificazione.

Rivestimento in chitosano

Come composto organico naturale, il chitosano presenta i vantaggi di una buona biocompatibilità, non tossicità, buona capacità antibatterica e di promuovere la proliferazione e la differenziazione cellulare, e viene spesso utilizzato come rivestimento per la modifica della superficie degli impianti in lega di titanio. Il chitosano ha anche una buona capacità di adsorbimento, può essere biodegradabile in vivo e può essere combinato con idrossiapatite e altre sostanze come supporto. Lo spessore del rivestimento in chitosano può essere controllato per controllare la concentrazione locale di farmaci per il trattamento dell'infezione e dell'infiammazione post-operatoria, in modo che l'impianto possa ottenere una migliore integrazione ossea e una rapida guarigione. Il chitosano può interagire con le cellule batteriche caricate negativamente per ottenere l'effetto antibatterico, ma è leggermente meno antibatterico degli ioni metallici, il che riduce il rischio di fallimento dell'impianto.

Rivestimento di nanotubi TiO2

La struttura dei nanotubi di TiO2 può prevenire il rilascio di ioni metallici (come Al, V, ecc.) e alleviare la reazione di impianto, mostrando una migliore resistenza alla corrosione e biocompatibilità rispetto ai materiali sfusi di TiO2. Pertanto, la sintesi di un rivestimento a matrice di nanotubi di TiO2 sulla superficie della lega di titanio diventa una misura efficace per migliorarne le prestazioni mediche.

L'ossidazione anodica è spesso utilizzata per gli array di nanotubi di TiO2 sulla superficie dei materiali in titanio, in modo da formare un rivestimento di ossido di TiO2 con una struttura porosa approssimativamente scheletrica. Modificando la tensione e la durata dell'ossidazione anodica, è possibile regolare la lunghezza e il diametro degli array di nanotubi di TiO2. Le matrici di nanotubi di TiO2 preparate con l'ossidazione anodica erano amorfe e potevano passare dalla fase amorfa a quella anatasica o rutilica dopo la ricottura a 300-500 ℃, per poi passare gradualmente alla fase rutilica dopo la ricottura a 600 ℃. Con l'aumento della cristallinità superficiale, la bagnabilità della superficie dell'array di nanotubi è migliorata, facilitando l'adsorbimento delle proteine e l'adesione delle cellule. L'effetto sinergico del nanotubo e della struttura cristallina accelera la deposizione di idrossiapatite. I risultati mostrano che la fase anatasio è superiore alla fase rutilo nell'indurre la differenziazione o la proliferazione cellulare e la prima fase ha maggiori probabilità di depositare idrossiapatite. Quando la tensione di ossidazione anodica rientra in un certo intervallo, la lunghezza e il diametro dei nanotubi aumentano con l'aumentare della tensione. All'aumentare del tempo di ossidazione, la rugosità della superficie aumenta e l'angolo di contatto diminuisce.

La lega Ti-6Al-4V è un materiale biomedico relativamente diffuso, composto dalla fase α+β. Durante l'ossidazione anodica, la solubilità delle due fasi è diversa e anche la lunghezza dei nanotubi è diversa nelle diverse regioni di fase. Mansoorianfar et al. hanno preparato con successo array di nanotubi di TiO2 con una buona uniformità su Lega Ti-6Al-4V per ossidazione anodica secondaria a una tensione di 50-75 V. La lunghezza media del tubo e il diametro del nanotubo aumentano con l'aumentare della tensione (come mostrato nella figura seguente). Lo studio ha rilevato che il campione preparato a una tensione di 60 V ha mostrato la migliore attività cellulare.

La preparazione di uno strato di nanotubi di TiO2 sulla lega di biotitanio a basso modulo elastico non solo garantisce le proprietà meccaniche del materiale implantare, ma migliora anche la biocompatibilità. Li et al. hanno preparato uno strato di nanotubi di TiO2 sulla superficie della lega di titanio Ti-24Nb-4Zr-7,9Sn (Ti2448) e hanno confrontato Ti puro, nanotubi-Ti (NT) e Ti2448. Il nanotubo-Ti2448 (NTi2448) ha mostrato una maggiore bagnabilità, resistenza alla corrosione, citocompatibilità e capacità di integrazione ossea. Grazie all'aggiunta di Nb, Zr e altri elementi nella lega di titanio a basso modulo elastico, il film di ossidazione formatosi dopo l'ossidazione anodica ne migliora la resistenza alla corrosione. Inoltre, l'aggiunta di elementi di lega riduce l'ordine dell'array di nanotubi e alcuni studi hanno dimostrato che gli array con un basso ordine mostrano una migliore compatibilità.

Nell'ultimo

La tecnologia di modifica della superficie è un modo più efficace per migliorare l'attività biologica, la resistenza all'usura e le proprietà antibatteriche del titanio e delle leghe di titanio e per migliorare i biomateriali convenzionali esistenti per soddisfare le attuali esigenze cliniche in evoluzione. I ricercatori hanno fatto molti tentativi per migliorare il design e la biocompatibilità delle nuove leghe di titanio per uso medico. Il modulo elastico delle leghe di titanio medicale di nuova concezione si avvicina sempre più al valore del modulo elastico del tessuto osseo umano. La costruzione di un rivestimento modificato sulla superficie delle leghe di titanio ha migliorato notevolmente la biocompatibilità, la capacità di integrazione ossea e la capacità antibatterica delle leghe. Inoltre, sono stati utilizzati diversi metodi fisici e chimici per migliorare le prestazioni antiusura delle superfici delle leghe di titanio, depositando sulla superficie del titanio uno strato di rivestimento ceramico con un'eccellente resistenza all'usura, come il film di carbonio simile al diamante (DLC) e il rivestimento di nitruro di titanio (TiN).