Biocompatibilidad del titanio

El titanio puede tener diferentes potenciales de electrodo estándar según su estado de oxidación . El titanio sólido tiene un potencial de electrodo estándar de −1,63  V. Los materiales con un potencial de electrodo estándar mayor se reducen más fácilmente, lo que los convierte en mejores agentes oxidantes. ^{[ 7 ]} Como se puede observar en la tabla siguiente, el titanio sólido prefiere oxidarse, 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 entornos corporales. ^{[ 10 ]} Esto conduce a una mayor adsorción de grupos hidroxilo, lipoproteínas y glucolípidos con el tiempo. ^{[ 10 ]} La adsorción de estos compuestos cambia la forma en que el material interactúa con el cuerpo y puede mejorar la biocompatibilidad. En 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 agregan a la capa de pasivación. ^{[ 11 ]} Los elementos de aleación en la capa pasiva agregan un grado de biocompatibilidad y resistencia a la corrosión dependiendo de la composición de aleación original del metal base antes de la corrosión.

concentración de proteína en la superficie, (${\displaystyle \Gamma }$), se define mediante la ecuación

${\displaystyle \Gamma ={Q_{\text{ADS}}M \over nF}}$^{[ 12 ]}

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:

${\displaystyle v_{\text{c}}={2\pi DcdN_{\text{A}}}}$^{[ 12 ]}

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 es equivalente 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 crítica de sobresaturación global.

La humectación se produce en función de dos parámetros: la rugosidad superficial y la fracción superficial. ^{[ 13 ]} Al aumentar la humectación, los implantes pueden disminuir el tiempo necesario para la osteointegración, ya que permiten que las células se adhieran más fácilmente a la superficie del implante. ^{[ 5 ]} La humectación del titanio se puede modificar optimizando parámetros del proceso como la temperatura, el tiempo y la presión (como se muestra en la tabla siguiente). El titanio con capas de óxido estables, compuestas predominantemente de TiO _2, da como resultado una mejor humectación del implante en contacto con el fluido fisiológico. ^{[ 14 ]}

La abrasión mecánica de la película de óxido de titanio conduce a una mayor tasa de corrosión . ^{[ 16 ]}

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 causar fragilización, provocando la falla del material. ^{[ 16 ]} "Se observó fragilización por hidrógeno como un mecanismo de degradación in vivo bajo condiciones de corrosión por fricción-grieta que resultó en la formación de TiH, reacción superficial y agrietamiento dentro de los conos modulares de Ti/Ti." ^{[ 16 ]} Estudiar y probar el comportamiento del titanio en el cuerpo nos permite evitar malas prácticas que causarían una falla fatal en el implante, como el uso de productos dentales con alta concentración de flúor o sustancias capaces de disminuir el pH del medio alrededor del implante. ^{[ 17 ]}

Las células en la interfaz del implante son altamente sensibles a los cuerpos extraños. Cuando se instalan implantes en el cuerpo, las células inician una respuesta inflamatoria que puede provocar la encapsulación, lo que perjudica el funcionamiento del dispositivo implantado. ^{[ 18 ]}

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 biomaterial es un implante de titanio con una biointerfaz diseñada y cubierta con motivos biomiméticos . Se ha demostrado que las superficies con estos motivos biomiméticos mejoran la unión y la señalización de integrinas y la diferenciación de células madre. El aumento de la densidad de agrupamiento 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. ^{[ 19 ]} Este aumento de área permite una mayor integración celular y reduce el rechazo del dispositivo implantado. La isoterma de Langmuir :

${\displaystyle \Gamma ={B_{\text{ADS}}\Gamma _{\text{max}} \over (1+cB_{\text{ADS}})}}$, ^{[ 12 ]}

donde c es la concentración del adsorbato${\displaystyle \Gamma }$es la cantidad máxima de proteína adsorbida, B _ADS es la afinidad de las moléculas del adsorbato hacia los sitios de adsorción. La isoterma de Langmuir se puede linealizar reordenando la ecuación a,

${\displaystyle {c \over \Gamma }={{1 \over {B_{\text{ADS}}\Gamma _{\text{max}}}}+{c \over \Gamma _{\text{max}}}}}$^{[ 12 ]}

Esta simulación es una buena aproximación de la adsorción en una superficie en comparación con los valores experimentales. ^{[ 12 ]} La isoterma de Langmuir para la adsorción de elementos en la superficie de titanio se puede determinar graficando los parámetros conocidos. Un experimento de adsorción de fibrinógeno en una superficie de titanio "confirmó la aplicabilidad de la isoterma de Langmuir en la descripción de la adsorción de fibrinógeno en la superficie de Ti". ^{[ 12 ]}