A liga de titânio é amplamente utilizada no domínio biomédico devido às suas excelentes propriedades mecânicas e biocompatibilidade. Mas a liga de titânio e o titânio têm inércia biológica, principalmente através do quimerismo físico no corpo, que é fácil de causar afrouxamento e queda no uso a longo prazo. Além disso, devido à diferença no coeficiente de expansão térmica entre o titânio e o osso, a instabilidade da ligação também é causada. Por conseguinte, foram propostas diferentes técnicas de modificação da superfície do titânio para satisfazer as necessidades da aplicação clínica. Os métodos comuns de modificação da superfície dos materiais de implante incluem principalmente: tratamento da superfície solta e rugosa dos materiais de implante; o revestimento da superfície do material implantado é carregado com moléculas ou materiais bioactivos para modificação da superfície.

Os estudos demonstraram que os principais factores que afectam a biocompatibilidade e a capacidade de osteointegração dos materiais de implante incluem principalmente a molhabilidade da superfície do material, a rugosidade, a composição e o tipo de cristal. No ambiente humoral, uma boa molhabilidade da superfície do material de implante é mais propícia à adsorção de proteínas e à adesão celular. Além disso, as condições específicas da superfície são mais propícias à diferenciação e ao crescimento das células. Através do processo de modificação da superfície da liga de titânio, é possível construir um revestimento adequadamente modificado na superfície da liga para otimizar a estrutura da superfície, a composição e a molhabilidade da liga, mantendo simultaneamente a resistência à corrosão e as propriedades mecânicas da liga, de modo a melhorar a compatibilidade e a capacidade de integração óssea.

Atualmente, os revestimentos comuns de modificação da superfície da liga de titânio medicinal para implantação óssea incluem principalmente revestimento de hidroxiapatite (HA), revestimento de grafeno, revestimento de quitosano e revestimento de matriz de nanotubos de TiO2, entre os quais a matriz de nanotubos de TiO2 pode ser combinada com outros revestimentos para obter melhores funções devido ao seu revestimento de estrutura porosa autocrescente in situ. No futuro, a principal direção da modificação da superfície da liga de titânio para fins médicos é melhorar a capacidade de integração óssea dos implantes através da preparação de revestimentos com superfície modificada e da combinação de vários métodos de modificação da superfície.

Revestimento de hidroxiapatite (HA)

Sendo o principal componente inorgânico do osso humano, a hidroxiapatite (HA) tem uma boa biocompatibilidade. Em contacto com os fluidos corporais, os iões da superfície da HA podem ser trocados por iões numa solução aquosa, e moléculas como o colagénio e as proteínas ou iões são adsorvidos nas suas superfícies para produzir biofilmes e revestimentos. O revestimento de HA não só combina ligações químicas no osso/implante, mas também funciona como uma barreira entre o fluido e os implantes metálicos, o que depende dos seus métodos de preparação e tecnologia, influenciando a força de ligação, a cristalinidade e a densidade da matriz, a combinação de baixa intensidade pode levar à modificação da falha, a descamação do revestimento de HA pode causar inflamação e outros problemas. Os resultados mostram que a força de aderência do revestimento de HA por pulverização catódica com magnetrões pode atingir 80 MPa, o que é superior à força de aderência do revestimento preparado por prensagem isostática a quente, deposição por laser pulsado, pulverização por plasma e método sol-gel (cerca de 14 MPa, 16 MPa, 25 MPa e 26 MPa, respetivamente).

Atualmente, a pulverização por plasma e a deposição electroforética são normalmente utilizadas para preparar o revestimento de HA, podendo este último ser utilizado para o revestimento de matrizes complexas. O revestimento de HA preparado por pulverização térmica foi recozido para reduzir a tensão residual, e a força de ligação do revestimento de HA aumentou obviamente porque a tensão residual foi reduzida pelo tratamento térmico. A fim de melhorar a força de adesão do revestimento de HA, a superfície da liga de titânio pode ser tornada áspera através de várias técnicas de pré-tratamento, tais como gravura por feixe de electrões, jato de microesferas, gravura por acidificação e lixagem, ou a camada de transição pode ser depositada entre o revestimento de HA e o substrato de liga de titânio.

A cristalinidade do revestimento de HA afecta o comportamento das células. Em comparação com o revestimento de HA de alta cristalinidade, o revestimento de HA de baixa cristalinidade apresenta uma taxa de proliferação mais baixa de osteoblastos. Verificou-se que o nano-revestimento de HA e o revestimento de microns com diferentes cristalinidades apresentavam diferentes características de dissolução e reprecipitação, e o HA inqualitativo apresentava elevada solubilidade in vivo. Especula-se que a cinética de formação óssea precoce está relacionada com a solubilidade do revestimento de HA. A cristalização controlada do revestimento de HA pode ser realizada por recozimento ou deposição a altas temperaturas (700 ~ 800 ℃). Parte do revestimento amorfo é transformado em revestimento cristalino durante o processo de recozimento e o revestimento de HA com certa cristalinidade ou estrutura substituída por iões pode ser obtido. Em comparação com o revestimento de HA em folha, o revestimento de estrutura acicular é denso e uniforme, proporcionando uma maior área de contacto com o fluido circundante e, por conseguinte, mais adequado para a deposição de apatite. A microestrutura do revestimento de HA também pode ser alterada por aquecimento e sinterização. Hulbert et al. mostraram que a estrutura porosa requer cerâmicas de óxido com um tamanho mínimo de poro de interligação de cerca de 100 μm para que o novo tecido ósseo cresça para o interior e proporcione espaço para a circulação de fluidos. Descobriram que o tamanho mais pequeno dos poros permite uma mineralização incompleta do tecido permeável. O revestimento de HA completamente denso não é propício à proliferação e diferenciação celular, usado principalmente como andaime de formação óssea, resultando em sua capacidade limitada de induzir a formação óssea.

Revestimento de grafeno

Em 2004, o físico britânico da Universidade de Manchester Geim e Novoselov grafite por fita micro separação mecânica isolado com sucesso monocamada de átomos de carbono na estrutura, ou seja, os pontos de grafeno fazer material de pedra com alta área de superfície específica, alta condutividade térmica condutora, baixa densidade, excelentes propriedades físicas, os dois cientistas ganharam o Prêmio Nobel de Física em 2010. Os cientistas descobriram que pequenas moléculas por diferentes grupos de modificação química podem formar diferentes derivados de grafeno, tais como óxido de grafeno, redução de óxido de grafeno, nanotubos de carbono, etc., estes materiais com diferentes propriedades da família de material de grafeno, muitas vezes utilizados para modificação de material biológico é oxidado derivados de grafeno. Num grande número de estudos sobre materiais compósitos modificados com grafeno e seus derivados que promovem a osteogénese, os investigadores descobriram que os materiais de suporte carregados com grafeno apresentavam melhor citocompatibilidade e capacidade de indução de osteoregeneração, e exploraram o mecanismo de promoção da regeneração óssea. Kumar et al. demonstraram que o grafeno aumenta a absorção de factores osteogénicos nas células estaminais mesenquimais humanas in vitro, promovendo assim a diferenciação osteogénica das células estaminais. Foi demonstrado que o grafeno concentra dexametasona e 0-glicerofosfato, dois indutores osteogénicos clássicos, em cultura para promover a diferenciação de células estaminais mesenquimais da medula óssea humana em osteoblastos. Além disso, o compósito de apatite leve rGO pode regular a expressão de proteínas relacionadas com o osso e promover a maturação e calcificação da matriz.

Revestimento de quitosano

Enquanto composto orgânico natural, o quitosano tem as vantagens de uma boa biocompatibilidade, não toxicidade, boa ação antibacteriana e promoção da proliferação e diferenciação celular, sendo frequentemente utilizado como revestimento de modificação da superfície de implantes de ligas de titânio. O quitosano tem também uma boa capacidade de adsorção, pode ser biodegradável in vivo e pode ser combinado com hidroxiapatite e outras substâncias como veículo. A espessura do revestimento de quitosano pode ser controlada para controlar a concentração local de fármacos para tratar a infeção e a inflamação pós-operatórias, de modo a que o implante possa obter uma melhor integração óssea e uma cicatrização rápida. O quitosano pode interagir com células bacterianas carregadas negativamente para obter o efeito antibacteriano, mas é ligeiramente menos antibacteriano do que os iões metálicos, o que reduz o risco de fracasso do implante.

Revestimento de matrizes de nanotubos de TiO2

A estrutura de nanotubos de TiO2 pode impedir a libertação de iões metálicos (como Al, V, etc.) e aliviar a reação de implantação, apresentando melhor resistência à corrosão e biocompatibilidade do que os materiais a granel de TiO2. Por conseguinte, a síntese do revestimento de uma matriz de nanotubos de TiO2 na superfície da liga de titânio torna-se uma medida eficaz para melhorar o seu desempenho médico.

A oxidação anódica é frequentemente utilizada para matrizes de nanotubos de TiO2 na superfície de materiais de titânio, de modo a formar um revestimento de camada de óxido de TiO2 com uma estrutura porosa aproximadamente esquelética. Ao alterar a tensão e a duração da oxidação anódica, é possível regular o comprimento e o diâmetro do tubo das matrizes de nanotubos de TiO2. As matrizes de nanotubos de TiO2 preparadas por oxidação anódica eram amorfas e podiam mudar de fase amorfa para fase anatase ou fase rutilo após recozimento a 300-500 ℃, e gradualmente mudaram para fase rutilo após recozimento a 600 ℃. Com o aumento da cristalinidade da superfície, a molhabilidade da superfície da matriz de nanotubos é melhorada, o que facilita a adsorção de proteínas e a adesão celular. O efeito sinérgico do nanotubo e da estrutura cristalina acelera a deposição de hidroxiapatita. Os resultados mostram que a fase anatase é superior à fase rutilo na indução da diferenciação ou proliferação celular e que a primeira fase tem maior probabilidade de depositar hidroxiapatite. Quando a tensão de oxidação anódica se encontra dentro de um determinado intervalo, o comprimento e o diâmetro dos nanotubos aumentam com o aumento da tensão. À medida que o tempo de oxidação aumenta, a rugosidade da superfície aumenta e o ângulo de contacto diminui.

A liga Ti-6Al-4V é um material biomédico relativamente amplamente utilizado, que é composto pela fase α+β. Durante a oxidação anódica, a solubilidade das duas fases é diferente, e o comprimento dos nanotubos também é diferente em diferentes regiões de fase. Mansoorianfar et al. prepararam com êxito matrizes de nanotubos de TiO2 com boa uniformidade em Liga Ti-6Al-4V por oxidação anódica secundária a uma voltagem de 50-75 V. O comprimento médio do tubo e o diâmetro do nanotubo aumentam com o aumento da voltagem (mostrado na figura abaixo). O estudo revelou que a amostra preparada a uma tensão de 60 V apresentou a melhor atividade celular.

A preparação de uma camada de nanotubos de TiO2 na liga de biotitânio com baixo módulo de elasticidade não só assegura as propriedades mecânicas do material de implante, como também melhora a biocompatibilidade. Li et al. prepararam uma camada de nanotubos de TiO2 na superfície da liga de titânio ti-24Nb-4Zr-7.9Sn (Ti2448) e compararam o Ti puro, o nanotubo-Ti (NT) e o Ti2448. O nanotubo-ti2448 (NTi2448) apresentou maior molhabilidade, resistência à corrosão, citocompatibilidade e capacidade de integração óssea. Devido à adição de Nb, Zr e outros elementos na liga de titânio com baixo módulo de elasticidade, a película de oxidação formada após a oxidação anódica melhora a sua resistência à corrosão. Além disso, a adição de elementos de liga reduz a ordenação da matriz de nanotubos, e alguns estudos mostraram que as matrizes com baixa ordenação apresentam melhor compatibilidade.

No último

A tecnologia de modificação da superfície é uma forma mais eficaz de melhorar a atividade biológica, a resistência ao desgaste e as propriedades antibacterianas do titânio e das ligas de titânio, e de melhorar os biomateriais convencionais existentes para satisfazer as actuais necessidades clínicas em evolução. Os investigadores têm feito muitas tentativas para melhorar a conceção e a biocompatibilidade das novas ligas de titânio para fins médicos. O módulo de elasticidade das ligas de titânio para fins médicos recentemente desenvolvidas está cada vez mais próximo do valor do módulo de elasticidade do tecido ósseo humano. A construção de um revestimento modificado na superfície das ligas de titânio melhorou consideravelmente a biocompatibilidade, a capacidade de integração óssea e a capacidade antibacteriana das ligas. Além disso, foi utilizada uma variedade de métodos físicos e químicos para melhorar o desempenho de desgaste das superfícies de ligas de titânio, depositando uma camada de revestimento cerâmico com excelente resistência ao desgaste na superfície de titânio, como a película de carbono tipo diamante (DLC), revestimento de nitreto de titânio (TiN).