Biokompatibilita s titanem - Titanium biocompatibility

Titanové zubní implantáty

Titan byl poprvé zaveden do ordinací v padesátých letech poté, co byl před deseti lety používán ve stomatologii. Nyní je kovem volby pro protetiku, vnitřní fixaci, zařízení vnitřního těla a přístrojové vybavení. Titan se používá od hlavy po paty v biomedicínských implantátech. Titan lze najít v neurochirurgii, sluchových pomůckách pro kostní vedení, implantátech falešných očí, spinální fúze klece, kardiostimulátory, prstové implantáty a náhrady ramen / loktů / kyčlí / kolen spolu s mnoha dalšími. Hlavním důvodem, proč se titan v těle často používá, je titan biokompatibilita a s povrchovými úpravami bioaktivní povrch. Vlastnosti povrchu, které ovlivňují biokompatibilitu, jsou povrchová struktura, sterická zábrana, vazebná místa a hydrofobicita (smáčení). Tyto vlastnosti jsou optimalizovány pro vytvoření ideální buněčné odezvy. Některé lékařské implantáty i části chirurgických nástrojů jsou potaženy nitrid titanu (Cín).

Biokompatibilita

Titan je považován za nejvíce biologicky kompatibilní kov díky své odolnosti proti korozi z tělesných tekutin, biologické inertnosti, schopnosti osseointegrace a vysokému limitu únavy. Schopnost titanu odolat drsnému tělesnému prostředí je výsledkem ochranného oxidového filmu, který se přirozeně vytváří v přítomnosti kyslíku. Oxidový film je silně přilnutý, nerozpustný a chemicky nepropustný, čímž brání reakcím mezi kovem a okolním prostředím.

Osseointegrační interakce a proliferace

Vysokoenergetické povrchy indukují angiogenezi během osseointegrace

Bylo navrženo, že kapacita titanu pro osseointegrace pochází z vysoké dielektrické konstanty jeho povrchového oxidu, který nedenaturuje proteiny (jako tantal, a kobalt slitiny ).[1] Jeho schopnost fyzicky se spojit s kostí dává titanu výhodu oproti jiným materiálům, které vyžadují použití lepidla, aby zůstaly připevněny. Titanové implantáty vydrží déle a k rozbití vazeb, které je spojují s tělem, jsou zapotřebí mnohem vyšší síly ve srovnání s jejich alternativami.[2]

Vlastnosti povrchu určují osseointegraci

Povrchové vlastnosti biomateriálu hrají důležitou roli při určování buněčné reakce (adheze a proliferace buněk) na materiál. Mikrostruktura titanu a vysoká povrchová energie mu umožňují vyvolat angiogenezi, která napomáhá procesu osseointegrace.[3]

Povrchová energie

Redoxní potenciál

Titan může mít mnoho různých standardních elektrodových potenciálů v závislosti na jeho oxidačním stavu. Pevný titan má a standardní elektrodový potenciál -1,63V. Materiály s vyšším standardním potenciálem elektrod jsou snáze redukovány, což z nich dělá lepší oxidační činidla.[4] Jak je vidět v tabulce níže, pevný titan upřednostňuje oxidaci, což z něj činí lepší redukční činidlo.

Poloviční reakceStandardní elektronový potenciál (V)
Ti2+ + 2 e− → Ti (s)-1.63[4]
Ti3+ + 3 e− → Ti (s)-1.21[5]
TiO2+ + 2 H+ + 4 e− → Ti (s) + H2Ó-0.86[6]
2 TiO2(s) + 2 H+ + 2 e− → Ti2Ó3(s) + H2Ó-0.56[6]
Ti2+(aq) / M3+(aq)-0.36[5]

Povrchová úprava

Buněčná vazba na povrch oxidu titaničitého

Titan přirozeně pasivuje a vytváří oxidový film, který se stává heterogenním a polarizovaným jako funkce doby expozice tělesným prostředím.[7] To vede v průběhu času ke zvýšené adsorpci hydroxylových skupin, lipoproteinů a glykolipidů.[7] Adsorpce těchto sloučenin mění způsob interakce materiálu s tělem a může zlepšit biokompatibilitu. Ve slitinách titanu, jako jsou Ti-Zr a Ti-Nb, se ionty zirkonia a niobu, které se uvolňují v důsledku koroze, neuvolňují do těla pacienta, ale spíše se přidávají do pasivační vrstvy.[8] Legující prvky v pasivní vrstvě dodávají stupeň biokompatibility a odolnost proti korozi v závislosti na původním složení slitiny sypkého kovu před korozí.

Koncentrace proteinu na povrchu, (), je definován rovnicí

[9]

kde QREKLAMY je hustota povrchového náboje v C cm−2, M je molární hmotnost proteinu v g mol−1, n je počet přenesených elektronů (v tomto případě jeden elektron pro každou protonovanou aminoskupinu v proteinu) a F je Faradayova konstanta v C mol−1.

Rovnice pro frekvenci kolizí je následující:

[9]

kde D = 8,83 × 10−7 cm2 s−1 je difúzní koeficient molekuly BSA při 310 K, d = 7,2 nm je „průměr“ proteinu, který odpovídá dvojnásobku Stokesova poloměru, NA = 6,023 × 1023 mol−1 je Avogadro číslo a c * = 0,23 g L−1 (3,3 μM) je kritická objemová koncentrace přesycení.

Smáčení a pevný povrch

Kapka vlevo má kontaktní úhel mezi 90 a 180 stupni, což činí interakci mezi pevnou látkou a kapalinou relativně slabou. Naproti tomu kapička vpravo má kontaktní úhel mezi 0 a 90 stupni, což činí interakci mezi pevnou látkou a kapalinou silnou.

Smáčení nastává jako funkce dvou parametrů: drsnosti povrchu a povrchového zlomku.[10] Zvýšením smáčení mohou implantáty snížit čas potřebný pro osseointegraci tím, že umožní buňkám snadněji se vázat na povrch implantátu.[2] Smáčení titanu lze upravit optimalizací parametrů procesu, jako je teplota, čas a tlak (viz tabulka níže). Titan se stabilními vrstvami oxidu převážně sestávající z TiO2 má za následek lepší smáčení implantátu při kontaktu s fyziologickou tekutinou.[11]

PovrchSmáčivý úhel (stupně)Tlak (mbar) během zpracováníTeplota (stupně C) během zpracováníOstatní povrchové zpracování
Holé Ti~50[9]--Žádný
TiO2 TiO Ti4Ó7 TiO4 (Rovinné)~33[11]2.2700Oxidace
TiO2 TiO Ti4Ó7 (Rovinné)~45[11]4700Oxidace
TiO2 TiO Ti4Ó7 TiO4 (Dutý)~32[11]2.2400Oxidace
TiO2 TiO Ti4Ó7 (Dutý)~25[11]2.6500Oxidace
TiO2 TiO Ti4Ó7 (Dutý)~8[11]4400Oxidace
TiO2 TiO Ti4Ó7 (Dutý)~20[11]4500Oxidace
Ti se zdrsněným povrchem79.5 ± 4.6[12]--Obráběný povrch
Ti s alkalicky upraveným povrchem27.2 ± 6.9[12]--Bio-povrch

Adsorpce

Koroze

Mechanické obroušení filmu oxidu titaničitého vede ke zvýšené rychlosti koroze.[13]

Titan a jeho slitiny nejsou v lidském těle imunní vůči korozi. Slitiny titanu jsou náchylné k absorpci vodíku, což může vyvolat srážení hydridů a způsobit křehnutí, které vede k selhání materiálu.[13] „Vodíkové křehnutí bylo pozorováno jako mechanismus degradace in vivo za podmínek koroze třením a štěrbin, což má za následek tvorbu TiH, povrchovou reakci a praskání uvnitř zužujících se modulárních těles Ti / Ti.“[13] Studium a testování chování titanu v těle nám umožňuje vyhnout se nesprávným praktikám, které by mohly vést k fatálnímu poškození implantátu, jako je používání dentálních produktů s vysokou koncentrací fluoridů nebo látek schopných snižovat pH média v okolí implantátu.[14]

Přilnavost

Kovový povrch s roubovanými polymery multimerními konstrukty na podporu buněčné vazby. Polymery naroubované na kovový povrch jsou kartáčovány, což zvyšuje kontaktní plochu pro integraci buněk

Buňky na rozhraní implantátu jsou vysoce citlivé na cizí předměty. Když jsou implantáty instalovány do těla, buňky iniciují zánětlivou reakci, která by mohla vést k zapouzdření a narušit fungování implantovaného zařízení.[15]

Ideální buněčná odpověď na bioaktivní povrch je charakterizována stabilizací a integrací biomateriálu a také snížením potenciálních míst bakteriální infekce na povrchu. Jedním příkladem integrace biomateriálu je titanový implantát s technickým provedením biorozhraní pokryté biomimetický motivy. Ukázalo se, že povrchy s těmito biomimetickými motivy zvyšují vazbu a signalizaci integrinu a diferenciaci kmenových buněk. Zvýšení hustoty shlukování ligandů také zvýšilo vazbu integrinu. Povlak skládající se z trimerů a pentamerů zvýšil kontaktní plochu kostního implantátu o 75% ve srovnání se současným klinickým standardem nepotaženého titanu.[16] Toto zvětšení plochy umožňuje zvýšenou integraci buněk a snižuje odmítnutí implantovaného zařízení. The Langmuirova izoterma:

,[9]

kde c je koncentrace adsorbátu je maximální množství adsorbovaného proteinu, BREKLAMY je afinita molekul adsorbátu k adsorpčním místům. Langmuirova izoterma může být linearizována přeskupením rovnice na,

[9]

Tato simulace je dobrou aproximací adsorpce na povrch ve srovnání s experimentálními hodnotami.[9] Langmuirovu izotermu pro adsorpci prvků na povrch titanu lze určit vynesením známých parametrů. Experiment z fibrinogen adsorpce na povrchu titanu „potvrdila použitelnost Langmuirovy izotermy v popisu adsorpce fibrinogenu na povrch Ti.“[9]

Viz také

Reference

  1. ^ Black J (1994) Biologická účinnost tantalu. Clin Mater 16: 167–173.
  2. ^ A b Raines, Andrew L .; Olivares-Navarrete, René; Wieland, Marco; Cochran, David L .; Schwartz, Zvi; Boyan, Barbara D. (2010). „Regulace angiogeneze během osseointegrace povrchovou mikrostrukturou a energií titanu“. Biomateriály. 31 (18): 4909–17. doi:10.1016 / j.biomaterials.2010.02.071. PMC  2896824. PMID  20356623.
  3. ^ http://titaniumthemetal.org/Resources/DataSheetMedical.pdf
  4. ^ A b „Standardní redukční potenciály (25 ° C)“.
  5. ^ A b Brown, Doc. "Chemistry of Titanium".
  6. ^ A b Zima, Marku. „Sloučeniny titanu“.
  7. ^ A b Healy, Kevin E .; Ducheyne, Paul (1991). „Fyzický model rozhraní titan-tkáň“. Transakce ASAIO. 37 (3): M150–1. PMID  1751087.
  8. ^ Long, Marc; Rack, HJ (1998). „Slitiny titanu v celkové náhradě kloubů - perspektiva vědy o materiálech“. Biomateriály. 19 (18): 1621–39. doi:10.1016 / S0142-9612 (97) 00146-4. PMID  9839998.
  9. ^ A b C d E F G Jackson, Douglas R .; Omanović, Saša; Roscoe, Sharon G. (2000). „Elektrochemické studie adsorpčního chování sérových proteinů na titanu“. Langmuir. 16 (12): 5449–57. doi:10.1021 / la991497x.
  10. ^ Bico, José; Thiele, Uwe; Quéré, David (2002). Msgstr "Smáčení strukturovaných povrchů". Koloidy a povrchy A: Fyzikálně-chemické a technické aspekty. 206 (1–3): 41–6. doi:10.1016 / S0927-7757 (02) 00061-4.
  11. ^ A b C d E F G Silva, M.A.M .; Martinelli, A.E .; Alves, C .; Nascimento, R.M .; Távora, M.P .; Vilar, C.D. (2006). "Povrchová modifikace Ti implantátů oxidací plazmy ve výboji s dutou katodou". Technologie povrchů a povlaků. 200 (8): 2618–26. doi:10.1016 / j.surfcoat.2004.12.027.
  12. ^ A b Strnad, Jakub; Strnad, Zdeněk; Šesták, Jaroslav; Urban, Karel; Povýšil, Ctibor (2007). „Bioaktivovaný titanový povrch využitelný pro imitaci implantace kosti ve stomatologii - Část III: Vlastnosti povrchu a tvorba kontaktu kost-implantát“. Journal of Physics and Chemistry of Solids. 68 (5–6): 841–5. Bibcode:2007JPCS ... 68..841S. doi:10.1016 / j.jpcs.2007.02.040.
  13. ^ A b C Rodrigues, Danieli C .; Urban, Robert M .; Jacobs, Joshua J .; Gilbert, Jeremy L. (2009). "In vivo silná koroze a vodíkové křehnutí získaných modulárních tělesných titanových slitinových kyčelních implantátů ". Journal of Biomedical Materials Research Part B: Applied Biomaterials. 88 (1): 206–19. doi:10,1002 / jbm.b.31171. PMC  2667129. PMID  18683224.
  14. ^ http://www.dynadental.com/editor/download-121/091102%20Nakagawa%20M%20-%20Effect%20of%20Fluoride%20and%20pH%20on%20Titanium%20-%20ENG.pdf
  15. ^ Franz, Sandra; Rammelt, Stefan; Scharnweber, Dieter; Simon, Jan C. (2011). „Imunitní reakce na implantáty - přehled důsledků pro návrh imunomodulačních biomateriálů“. Biomateriály. 32 (28): 6692–709. doi:10.1016 / j.biomaterials.2011.05.078. PMID  21715002.
  16. ^ Petrie, T. A .; Raynor, J. E.; Dumbauld, D. W .; Lee, T. T .; Jagtap, S .; Templeman, K. L .; Collard, D. M .; Garcia, A. J. (2010). „Multivalentní integriny specifické ligandy zvyšují hojení tkání a integraci biomateriálů“. Science Translational Medicine. 2 (45): 45ra60. doi:10.1126 / scitranslmed.3001002. PMC  3128787. PMID  20720217.