Rivestimenti in vetroceramica nanostrutturati per applicazioni ortopediche - Parte 1

Rivestimenti in vetro-ceramica nanostrutturati per applicazioni ortopediche

Guocheng Wang1, Zufu Lu 1 , Xuanyong Liu 2 , Xiaming Zhou 2 ,

Chuanxian Ding 2 e Hala Zreiqat 1 , *

1 unità di ricerca sui biomateriali e l'ingegneria dei tessuti, scuola di AMME,

Università di Sydney, Sydney 2006, Australia

2 Shanghai Institute of Ceramics, Accademia cinese delle scienze, Shanghai 200050,

Repubblica Popolare Cinese


Le ceramiche di vetro hanno attirato molta attenzione in campo biomedico, in quanto offrono grandi possibilità di manipolare le loro proprietà mediante post-trattamenti, tra cui forza, tasso di degradazione e coefficiente di espansione termica. In questo lavoro, i rivestimenti in vetroceramica di hardystonite (HT; Ca2ZnSi2O7) e sphene (SP; CaTiSiO5) con nanostrutture sono stati preparati mediante una tecnica di spruzzatura al plasma usando polveri convenzionali. La resistenza adesiva e la durezza Vickers per i rivestimenti HT e SP sono superiori ai valori riportati per i rivestimenti di idrossiapatite spruzzati al plasma. Entrambi i tipi di rivestimento rilasciano ioni bioattivi di calcio (Ca) e silicio (Si) nell'ambiente circostante. Il test di mineralizzazione in terreno di coltura privo di cellule ha mostrato che molti composti Ca e fosforo simili a funghi si sono formati sui rivestimenti HT dopo 5 ore, suggerendo la sua elevata capacità di mineralizzazione acellulare. Gli osteoblasti umani primari si attaccano, si diffondono e proliferano bene su entrambi i tipi di rivestimento. Una maggiore velocità di proliferazione è stata osservata sui rivestimenti HT rispetto ai rivestimenti SP e alla lega non rivestita Ti-6Al-4V, probabilmente a causa degli ioni di zinco rilasciati dai rivestimenti HT. Livelli di espressione più elevati di Runx2, osteopontina e collagene di tipo I sono stati osservati su entrambi i tipi di rivestimenti rispetto alla lega Ti-6Al-4V, probabilmente a causa del rilascio di Ca e Si dai rivestimenti. I risultati di questo studio indicano l'uso potenziale dei rivestimenti HT e SP per applicazioni ortopediche.

Parole chiave: plasma spray; ortopedica; lega di titanio ; nanostruttura, geni osteogenici; vetroceramica


  1. INTRODUZIONE

La lega di titanio (Ti-6Al-4V) è ampiamente utilizzata nelle applicazioni ortopediche tra cui articolazioni dell'anca artificiale, piastre ossee e impianti dentali grazie alle sue eccellenti proprietà meccaniche [1]. Tuttavia, l'inconveniente principale degli impianti Ti-6Al-4V è la formazione di un tessuto fibroso denso all'interfaccia osso-impianto a causa della sua bioinertness [2], che compromette la stabilità delle protesi, portando al guasto prematuro dei dispositivi. Gli impianti di rivestimento Ti-6Al-4V con un rivestimento bioattivo sono un modo efficace per risolvere questo problema, poiché il rivestimento può accelerare la formazione di nuovo osso all'interfaccia osso-impianto, portando ad un forte ancoraggio del materiale del dispositivo nel tessuto osseo circostante e quindi prolungando la durata degli impianti. Sono state utilizzate varie tecniche di modifica delle superfici, tra cui sol-gel, spray al plasma, deposizione biomimetica, deposizione laser pulsata e tecniche a fascio di ioni [3]. Lo spray al plasma è di gran lunga la tecnica commerciale più consolidata, a causa del suo alto tasso di deposizione, del deposito denso, del basso costo di capitale e di funzionamento [4], insieme al fatto che le superfici ruvide dei rivestimenti spray al plasma sono favorevoli alla fissazione dell'osso [ 5]. I rivestimenti di idrossiapatite (HAp) spruzzati al plasma sono stati commercializzati e ampiamente utilizzati nelle sostituzioni dell'articolazione dell'anca a causa della somiglianza chimica di HAp con il componente inorganico delle ossa umane. Tuttavia, la principale preoccupazione per il rivestimento HAp è la sua bassa forza di adesione al Ti-6Al-4V sottostante risultante dalla mancata corrispondenza dei loro coefficienti di dilatazione termica, che aumenterà il rischio di delaminazione dei rivestimenti. Una volta avvenuta la delaminazione, i frammenti dei rivestimenti promuoveranno l'infiammazione e la conseguente osteolisi, compromettendo così la stabilità a lungo termine degli impianti Ti-6Al-4V [6].

Un metodo alternativo è quello di rivestire gli impianti con biossido di CaO-SiO2 la cui bioattività è stata ben documentata in vitro [7-11] e in vivo [12,13]. Tuttavia, la maggior parte dei rivestimenti di bioglass spruzzati al plasma falliscono a causa del loro debole legame interfacciale con la lega Ti-6Al-4V risultante da un più alto coefficiente di dilatazione termica (14-15 × 10 -6 K -1 [14]) rispetto a quello della lega ( 8.4-8.8 × 10 -6 K -1 [15]) [16]. Un alto tasso di degradazione è un'altra barriera per l'utilizzo di bioglass come rivestimento implantare . Tuttavia, è noto che il rilascio di ioni calcio (Ca) e silicio (Si) migliora l'attaccamento, la proliferazione e la differenziazione degli osteoblasti [17-20] e promuove la formazione ossea [11,21]. Pertanto, la progettazione di rivestimenti a base di CaO-SiO2 con un rilascio limitato di ioni Ca e Si, che non comprometterà la stabilità a lungo termine dei rivestimenti, comporterebbe rivestimenti con una maggiore bioattività. Nel nostro precedente lavoro, abbiamo riportato che hardystonite (HT) o sphene

Le ceramiche (SP), prodotte dall'aggiunta di ZnO [22] o TiO2 [23], rispettivamente, nel sistema CaO-SiO2, possiedono una migliore stabilità chimica rispetto alle ceramiche CaSiO3. Inoltre, i loro coefficienti di dilatazione termica (11.2 × 10 -6 K -1 per HT [24]; 6 × 10 -6 K -1 per SP [25]) sono più vicini a quelli delle leghe Ti-6Al-4V , il che implica che la forza di legame dovrebbe essere ottenuta. Pertanto, è plausibile suggerire che HT e SP siano adatti rivestimenti candidati per applicazioni ortopediche.


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