El titanio se introdujo por primera vez en las cirugías en la década de 1950, después de haber sido utilizado en odontología durante una década antes. [1] Ahora es el metal elegido para prótesis, fijación interna, dispositivos internos del cuerpo e instrumentación. El titanio se utiliza de la cabeza a los pies en implantes biomédicos. Se puede encontrar titanio en neurocirugía, audífonos de conducción ósea, implantes de ojos falsos, jaulas de fusión espinal , marcapasos , implantes de dedos de los pies y reemplazos de hombro/codo/cadera/rodilla, entre muchos más. La razón principal por la que el titanio se utiliza a menudo en el cuerpo es su biocompatibilidad y, con modificaciones de la superficie, su superficie bioactiva. Las características de la superficie que afectan la biocompatibilidad son la textura de la superficie , el impedimento estérico , los sitios de unión y la hidrofobicidad (humectación). Estas características están optimizadas para crear una respuesta celular ideal. Algunos implantes médicos, así como partes de instrumentos quirúrgicos, están recubiertos con nitruro de titanio (TiN).
El titanio se considera el metal más biocompatible debido a su resistencia a la corrosión de los fluidos corporales, bioinerte, capacidad de osteointegración y alto límite de fatiga. La capacidad del titanio para resistir el duro entorno corporal es el resultado de la película protectora de óxido que se forma naturalmente en presencia de oxígeno. La película de óxido está fuertemente adherida, es insoluble y químicamente impermeable, lo que evita reacciones entre el metal y el entorno circundante. [ cita necesaria ]
Se ha sugerido que la capacidad de osteointegración del titanio se debe a la alta constante dieléctrica de su óxido superficial, que no desnaturaliza las proteínas (como el tantalio y las aleaciones de cobalto ). [2] Su capacidad para unirse físicamente con el hueso le da al titanio una ventaja sobre otros materiales que requieren el uso de un adhesivo para permanecer adherido. Los implantes de titanio duran más y se requieren fuerzas mucho mayores para romper los enlaces que los unen al cuerpo en comparación con sus alternativas. [3]
Las propiedades de la superficie de un biomaterial juegan un papel importante en la determinación de la respuesta celular (adhesión y proliferación celular) al material. La microestructura del titanio y su alta energía superficial le permiten inducir la angiogénesis, lo que ayuda en el proceso de osteointegración. [4]
El titanio puede tener muchos potenciales de electrodo estándar diferentes dependiendo de su estado de oxidación. El titanio sólido tiene un potencial de electrodo estándar de -1,63 V. Los materiales con un mayor potencial de electrodo estándar se reducen más fácilmente, lo que los convierte en mejores agentes oxidantes. [5] Como se puede ver en la siguiente tabla, el titanio sólido prefiere sufrir oxidación, lo que lo convierte en un mejor agente reductor.
El titanio se pasiva naturalmente , formando una película de óxido que se vuelve heterogénea y polarizada en función del tiempo de exposición a los ambientes corporales. [8] Esto conduce a una mayor adsorción de grupos hidroxilo, lipoproteínas y glicolípidos con el tiempo. [8] La adsorción de estos compuestos cambia la forma en que el material interactúa con el cuerpo y puede mejorar la biocompatibilidad. En las aleaciones de titanio como Ti-Zr y Ti-Nb, los iones de circonio y niobio que se liberan debido a la corrosión no se liberan en el cuerpo del paciente, sino que se añaden a la capa de pasivación. [9] Los elementos de aleación en la capa pasiva añaden un grado de biocompatibilidad y resistencia a la corrosión dependiendo de la composición de la aleación original del metal a granel antes de la corrosión.
La concentración de proteína en la superficie, ( ), está definida por la ecuación
[10]
donde Q ADS es la densidad de carga superficial en C⋅cm −2 , M es la masa molar de la proteína en g⋅mol −1 , n es el número de electrones transferidos (en este caso, un electrón por cada grupo amino protonado en la proteína), y F es la constante de Faraday en C⋅mol −1 .
La ecuación para la frecuencia de colisión es la siguiente:
[10]
donde D = 8,83 × 10 −7 cm 2 ⋅s −1 es el coeficiente de difusión de la molécula de BSA a 310 K, d = 7,2 nm es el "diámetro" de la proteína, que equivale al doble del radio de Stokes, N A = 6,023 × 10 23 mol −1 es la constante de Avogadro, y c * = 0,23 g⋅L −1 (3,3 μM) es la concentración de sobresaturación masiva crítica.
La humectación se produce en función de dos parámetros: rugosidad superficial y fracción superficial. [11] Al aumentar la humectación, los implantes pueden disminuir el tiempo necesario para la osteointegración al permitir que las células se unan más fácilmente a la superficie de un implante. [3] La humectación del titanio se puede modificar optimizando los parámetros del proceso como la temperatura, el tiempo y la presión (que se muestran en la siguiente tabla). El titanio con capas de óxido estables compuestas predominantemente de TiO 2 da como resultado una mejor humectación del implante en contacto con el líquido fisiológico. [12]
La abrasión mecánica de la película de óxido de titanio conduce a una mayor tasa de corrosión . [14]
El titanio y sus aleaciones no son inmunes a la corrosión en el cuerpo humano. Las aleaciones de titanio son susceptibles a la absorción de hidrógeno, lo que puede inducir la precipitación de hidruros y provocar fragilidad, lo que provoca fallas en el material. [14] "La fragilización por hidrógeno se observó como un mecanismo in vivo de degradación en condiciones de corrosión por contacto, lo que resulta en la formación de TiH, reacción superficial y agrietamiento dentro de los conos del cuerpo modular de Ti/Ti". [14] Estudiar y probar el comportamiento del titanio en el cuerpo nos permite evitar malas prácticas que provocarían una rotura fatal del implante, como el uso de productos dentales con alta concentración de flúor o sustancias capaces de bajar el pH del medio alrededor del implante. [15]
Las células en la interfaz del implante son muy sensibles a los objetos extraños. Cuando se instalan implantes en el cuerpo, las células inician una respuesta inflamatoria que podría provocar una encapsulación, perjudicando el funcionamiento del dispositivo implantado. [16]
La respuesta celular ideal a una superficie bioactiva se caracteriza por la estabilización e integración del biomaterial, así como por la reducción de posibles sitios de infección bacteriana en la superficie. Un ejemplo de integración de biomateriales es un implante de titanio con una biointerfaz cubierta con motivos biomiméticos . Se ha demostrado que las superficies con estos motivos biomiméticos mejoran la unión y señalización de integrinas y la diferenciación de células madre. El aumento de la densidad de agrupación de ligandos también aumentó la unión de integrinas. Un recubrimiento compuesto por trímeros y pentámeros aumentó el área de contacto hueso-implante en un 75% en comparación con el estándar clínico actual de titanio sin recubrimiento. [17] Este aumento en el área permite una mayor integración celular y reduce el rechazo del dispositivo implantado. La isoterma de Langmuir :
, [10]
donde c es la concentración de adsorbato, es la cantidad máxima de proteína adsorbida, B ADS es la afinidad de las moléculas de adsorbato hacia los sitios de adsorción. La isoterma de Langmuir se puede linealizar reorganizando la ecuación para,
[10]
Esta simulación es una buena aproximación de la adsorción a una superficie en comparación con los valores experimentales. [10] La isoterma de Langmuir para la adsorción de elementos sobre la superficie de titanio se puede determinar trazando los parámetros conocidos. Un experimento de adsorción de fibrinógeno sobre una superficie de titanio "confirmó la aplicabilidad de la isoterma de Langmuir en la descripción de la adsorción de fibrinógeno sobre una superficie de Ti". [10]
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