Los biomateriales son materiales que se utilizan en contacto con sistemas biológicos. La biocompatibilidad y aplicabilidad de la modificación de la superficie con los usos actuales de biomateriales metálicos, poliméricos y cerámicos permiten la alteración de las propiedades para mejorar el rendimiento en un entorno biológico al tiempo que retiene las propiedades generales del dispositivo deseado.
La modificación de la superficie involucra los fundamentos de las interacciones fisicoquímicas entre el biomaterial y el entorno fisiológico a nivel molecular, celular y tisular (reducir la adhesión bacteriana, promover la adhesión celular). Actualmente, existen varios métodos de caracterización y modificación superficial de biomateriales y aplicaciones útiles de conceptos fundamentales en diversas soluciones biomédicas.
Función
La función de la modificación de la superficie es cambiar las propiedades físicas y químicas de las superficies para mejorar la funcionalidad del material original. La modificación de la superficie de las proteínas de varios tipos de biomateriales (cerámicas, polímeros, metales, compuestos) se realiza para, en última instancia, aumentar la biocompatibilidad del material e interactuar como material bioactivo para aplicaciones específicas. En diversas aplicaciones biomédicas del desarrollo de dispositivos médicos implantables (como marcapasos y stents ), las propiedades / interacciones de la superficie de las proteínas con un material específico deben evaluarse con respecto a la biocompatibilidad, ya que desempeña un papel importante en la determinación de una respuesta biológica. Por ejemplo, se puede alterar la hidrofobicidad o hidrofilicidad de la superficie de un material. La biocompatibilidad de ingeniería entre el entorno fisiológico y el material de la superficie permite nuevos productos médicos, materiales y procedimientos quirúrgicos con biofuncionalidad adicional.
La modificación de la superficie se puede realizar a través de varios métodos, que se pueden clasificar en tres grupos principales: físico (adsorción física, película de Langmuir blodgett ), químico (oxidación por ácidos fuertes, tratamiento con ozono, quimisorción y tratamiento con llama ) y radiación ( descarga luminiscente , descarga de corona , fotoactivación (UV), láser, haz de iones , implantación de iones por inmersión en plasma , litografía por haz de electrones e irradiación γ ). [1]
Biocompatibilidad
Desde una perspectiva biomédica, la biocompatibilidad es la capacidad de un material para funcionar con una respuesta apropiada del huésped en una aplicación específica. Se describe que no es tóxico, no induce reacciones adversas, como una respuesta inflamatoria crónica con formación de tejido inusual, y está diseñado para funcionar correctamente durante una vida útil razonable. [2] Es un requisito de los biomateriales en el que el material modificado en la superficie no causará daño al anfitrión, y el material en sí no será dañado por el anfitrión. Aunque la mayoría de los biomateriales sintéticos tienen propiedades físicas que igualan o incluso superan a las del tejido natural, a menudo dan como resultado una reacción fisiológica desfavorable, como la formación de trombosis , inflamación e infección.
La biointegración es el objetivo final, por ejemplo, en los implantes ortopédicos en los que los huesos establecen una interfaz mecánicamente sólida con una fusión completa entre el material implantado artificial y los tejidos óseos en buenas condiciones de biocompatibilidad. [3] La modificación de la superficie de un material puede mejorar su biocompatibilidad y se puede hacer sin cambiar sus propiedades a granel. Las propiedades de las capas moleculares superiores son críticas en los biomateriales [4], ya que las capas superficiales están en contacto fisicoquímico con el entorno biológico.
Además, aunque algunos de los biomateriales tienen buena biocompatibilidad, pueden poseer propiedades mecánicas o físicas deficientes, como resistencia al desgaste, anticorrosión, humectabilidad o lubricidad. En estos casos, la modificación de la superficie se utiliza para depositar una capa de revestimiento o mezclarse con el sustrato para formar una capa compuesta.
Adhesión celular
Como las proteínas están formadas por diferentes secuencias de aminoácidos, las proteínas pueden tener varias funciones, ya que su forma estructural impulsada por una serie de enlaces moleculares puede cambiar. Los aminoácidos exhiben diferentes características, como ser polares, no polares, cargados positiva o negativamente, lo que se determina por tener diferentes cadenas laterales. Por tanto, se espera que la unión de moléculas con diferentes proteínas, por ejemplo, aquellas que contienen secuencias de arginina-glicina-aspartato (RGD) modifique la superficie de los armazones de tejido y dé como resultado una mejora de la adhesión celular cuando se coloquen en su entorno fisiológico. [5] Las modificaciones adicionales de la superficie podrían realizarse mediante la unión de grupos funcionales de patrones 2D o 3D en la superficie de modo que se guíe la alineación celular y se mejore la formación de tejido nuevo. [6] [7] [8] [9] [10]
Materiales biomédicos
Algunas de las técnicas de modificación de superficies enumeradas anteriormente se utilizan particularmente para ciertas funciones o tipos de materiales. Una de las ventajas de la implantación de iones por inmersión en plasma es su capacidad para tratar la mayoría de los materiales. La implantación de iones es una técnica de tratamiento de superficies eficaz que se utiliza para mejorar las propiedades superficiales de los biomateriales. [2] [11] [12] [13] La ventaja única de la modificación con plasma es que las propiedades de la superficie y la biocompatibilidad se pueden mejorar de forma selectiva, mientras que los atributos de volumen favorables de los materiales, como la resistencia, permanecen sin cambios. En general, es un método eficaz para modificar implantes médicos con formas complejas. Al alterar las funcionalidades de la superficie mediante la modificación del plasma, se pueden obtener las propiedades superficiales, químicas y físicas óptimas.
La implantación por inmersión en plasma es una técnica adecuada para materiales de bajo punto de fusión, como los polímeros, y ampliamente aceptada para mejorar la adhesión entre las capas y los sustratos sin orificios. El objetivo final es mejorar las propiedades de los biomateriales como la biocompatibilidad, la resistencia a la corrosión y la funcionalidad con la fabricación de diferentes tipos de películas delgadas biomédicas con varios elementos biológicamente importantes como nitrógeno, [14] calcio, [15] [16] y sodio. [17] implantado con ellos. Se han tratado previamente diferentes películas delgadas como óxido de titanio, [18] nitruro de titanio [19] y carbono similar al diamante [20] , y los resultados muestran que el material procesado presenta una mejor biocompatibilidad en comparación con algunos de los que se utilizan actualmente en implantes biomédicos. . Para evaluar la biocompatibilidad de las películas delgadas fabricadas, es necesario realizar varios entornos biológicos in vitro.
Respuesta biológica
El sistema inmunológico reaccionará de manera diferente si un implante está recubierto de proteínas de la matriz extracelular. Las proteínas que rodean al implante sirven para "ocultar" el implante del sistema inmunológico innato. Sin embargo, si el implante está recubierto de proteínas alergénicas, se puede iniciar la respuesta inmune adaptativa del paciente . Para prevenir una reacción inmunitaria negativa de este tipo, se pueden recetar medicamentos inmunosupresores o tejido autólogo puede producir el recubrimiento de proteína.
Respuesta aguda
Inmediatamente después de la inserción, un implante (y el daño tisular de la cirugía) provocará una inflamación aguda . Los signos clásicos de inflamación aguda son enrojecimiento, hinchazón, calor, dolor y pérdida de función. La hemorragia por daño tisular da como resultado una coagulación que estimula los mastocitos latentes . Los mastocitos liberan quimiocinas que activan el endotelio de los vasos sanguíneos. Los vasos sanguíneos se dilatan y pierden, produciendo enrojecimiento e hinchazón asociados con la inflamación aguda. El endotelio activado permite la extravasación de plasma sanguíneo y glóbulos blancos, incluidos macrófagos que transmigran al implante y lo reconocen como no biológico. Los macrófagos liberan oxidantes para combatir el cuerpo extraño. Si los antioxidantes no logran destruir el cuerpo extraño, comienza la inflamación crónica.
Respuesta crónica
La implantación de materiales no degradables eventualmente dará como resultado una inflamación crónica y la formación de cápsulas fibrosas. Los macrófagos que no destruyan los patógenos se fusionarán para formar una célula gigante de cuerpo extraño que pondrá en cuarentena el implante. Los altos niveles de oxidantes hacen que los fibroblastos secreten colágeno, formando una capa de tejido fibroso alrededor del implante.
Al recubrir un implante con proteínas de la matriz extracelular, los macrófagos no podrán reconocer el implante como no biológico. El implante es entonces capaz de interactuar de manera continua con el huésped, influyendo en el tejido circundante hacia varios resultados. Por ejemplo, el implante puede mejorar la cicatrización al secretar fármacos angiogénicos.
Técnicas de fabricación
Modificación física
La inmovilización física es simplemente recubrir un material con un material biomimético sin cambiar la estructura de ninguno. Se han utilizado in vitro varios materiales biomiméticos con proteínas adhesivas celulares (como colágeno o laminina) para dirigir la formación de nuevos tejidos y el crecimiento celular. La adhesión y proliferación celular se produce mucho mejor en superficies recubiertas de proteínas. Sin embargo, dado que las proteínas generalmente se aíslan, es más probable que provoquen una respuesta inmunitaria. Generalmente, deben tenerse en cuenta las cualidades químicas.
Modificación química
La hidrólisis alcalina, la inmovilización covalente y el método químico húmedo son solo tres de las muchas formas de modificar químicamente una superficie. La superficie está preparada con activación de superficie, donde se colocan varias funcionalidades en el polímero para reaccionar mejor con las proteínas. En la hidrólisis alcalina, pequeños protones se difunden entre las cadenas de polímero y provocan una hidrólisis superficial que escinde los enlaces éster. Esto da como resultado la formación de funcionalidades carboxilo e hidroxilo que pueden unirse a proteínas. En la inmovilización covalente, pequeños fragmentos de proteínas o péptidos cortos se unen a la superficie. Los péptidos son muy estables y los estudios han demostrado que este método mejora la biocompatibilidad. El método químico húmedo es uno de los métodos preferidos de inmovilización de proteínas. Las especies químicas se disuelven en una solución orgánica donde tienen lugar reacciones para reducir la naturaleza hidrófoba del polímero. La estabilidad de la superficie es mayor en la modificación química que en la adsorción física. También ofrece una mayor biocompatibilidad hacia el crecimiento celular y el flujo de fluidos corporales.
Modificación fotoquímica
Se han realizado intentos exitosos de injertar biomoléculas en polímeros usando la modificación fotoquímica de biomateriales. Estas técnicas emplean fotones de alta energía (generalmente UV) para romper enlaces químicos y liberar radicales libres. La adhesión de proteínas se puede estimular alterando favorablemente la carga superficial de un biomaterial. La adhesión de proteínas mejorada conduce a una mejor integración entre el huésped y el implante. Ma et al. compararon la adhesión celular para varios grupos de superficies y encontraron que OH y CONH 2 mejoraron la humectabilidad de PLLA más que el COOH. [21]
La aplicación de una máscara a la superficie del biomaterial permite la modificación selectiva de la superficie. Las áreas en las que penetra la luz ultravioleta se modificarán de manera que las células se adhieran a la región de manera más favorable.
El tamaño mínimo de característica que se puede obtener viene dado por:
dónde
es el tamaño mínimo de la función
(comúnmente llamado factor k1 ) es un coeficiente que encapsula los factores relacionados con el proceso y, por lo general, equivale a 0,4 para la producción.
es la longitud de onda de la luz utilizada
es la apertura numérica de la lente vista desde la oblea
De acuerdo con esta ecuación, se puede obtener una mayor resolución disminuyendo la longitud de onda y aumentando la apertura numérica.
Formación de composites e injertos
La formación de injertos mejora la hidrofilia general del material a través de una proporción de la cantidad de ácido glicólico y ácido láctico que se agrega. El polímero en bloque, o PLGA, disminuye la hidrofobicidad de la superficie al controlar la cantidad de ácido glicólico. Sin embargo, esto no aumenta la tendencia hidrofílica del material. En el injerto con cepillo, los polímeros hidrófilos que contienen grupos alcohol o hidroxilo se colocan sobre superficies mediante fotopolimerización. [22]
Tratamiento con plasma
Las técnicas de plasma son especialmente útiles porque pueden depositar recubrimientos conformales adherentes, ultrafinos (unos pocos nm). [23] El plasma de descarga luminiscente se crea llenando un vacío con un gas a baja presión (por ejemplo, argón, amoníaco u oxígeno). Luego, el gas se excita usando microondas o corriente que lo ioniza. Luego, el gas ionizado se lanza a una superficie a alta velocidad donde la energía producida cambia física y químicamente la superficie. [24] Después de que ocurren los cambios, el gas de plasma ionizado puede reaccionar con la superficie para prepararlo para la adhesión de proteínas. [25] Sin embargo, las superficies pueden perder resistencia mecánica u otras propiedades inherentes debido a las altas cantidades de energía.
Se han desarrollado varias tecnologías a base de plasma para inmovilizar proteínas de forma satisfactoria en función de la aplicación final del biomaterial resultante. [26] Esta técnica es un enfoque relativamente rápido para producir superficies bioactivas inteligentes.
Aplicaciones
Tejido óseo
Las proteínas de la matriz extracelular (MEC) dictan en gran medida el proceso de formación ósea: la unión y proliferación de las células osteogenitoras, la diferenciación a osteoblastos, la formación de la matriz y la mineralización. Es beneficioso diseñar biomateriales para dispositivos de contacto óseo con proteínas de la matriz ósea para promover el crecimiento óseo. También es posible inmovilizar covalente y direccionalmente péptidos osteoinductores en la superficie de los materiales cerámicos como hidroxiapatita / fosfato tricálcico β para estimular la diferenciación de osteoblastos y una mejor regeneración ósea [27] Se ha demostrado que los péptidos RGD aumentan la unión y migración de osteoblastos en implantes de titanio, materiales poliméricos y vidrio. Otros péptidos adhesivos que pueden ser reconocidos por moléculas en la membrana celular también pueden afectar la unión de células derivadas de hueso. En particular, el dominio de unión a heparina en la fibronectina participa activamente en la interacción específica con las células osteogénicas. La modificación con dominios de unión a heparina tiene el potencial de mejorar la unión de osteoblastos sin afectar la unión de células endoteliales y fibroblastos. Además, los factores de crecimiento como los de la familia de proteínas morfogénicas óseas son polipéptidos importantes para inducir la formación de hueso. Estos factores de crecimiento pueden unirse covalentemente a materiales para mejorar la osteointegración de los implantes.
Tejido neural
El daño del sistema nervioso periférico generalmente se trata con un autoinjerto de tejido nervioso para cerrar una brecha cortada. Este tratamiento requiere una regeneración exitosa del tejido neural; los axones deben crecer desde el muñón proximal sin interferencia para hacer una conexión con el muñón distal. Los canales de guía neural (NGC), se han diseñado como un conducto para el crecimiento de nuevos axones y la diferenciación y morfogénesis de estos tejidos se ve afectada por la interacción entre las células neurales y la ECM circundante. Los estudios de laminina han demostrado que la proteína es una proteína ECM importante en la unión de las células neurales. Se ha demostrado que el pentapéptido YIGSR e IKVAV, que son secuencias importantes en la laminina, aumentan la unión de las células neurales con la capacidad de controlar la organización espacial de las células.
Tejido cardiovascular
Es importante que los dispositivos cardiovasculares, como los stents o los injertos vasculares artificiales, se diseñen para imitar las propiedades de la región específica del tejido que el dispositivo está reemplazando. Para reducir la trombogenicidad, las superficies se pueden recubrir con fibronectina y péptidos que contienen RGD, lo que estimula la unión de las células endoteliales. También se ha demostrado que los péptidos YIGSR y REDV mejoran la unión y la propagación de las células endoteliales y, en última instancia, reducen la trombogenicidad del implante. [28]
Secuencia de proteínas de superficie | Función [28] |
---|---|
RGD | Promueve la adhesión celular |
Osteopontina-1 | Mejora la mineralización por osteoblastos. |
Laminina | Promueve el crecimiento de neuritas |
GVPGI | Mejora la estabilidad mecánica de los injertos vasculares. |
REDV | Mejora la adhesión de las células endoteliales. |
YIGSR | Promueve la unión de células neurales y endoteliales |
PHPMA-RGD | Promueve la excrecencia axonal |
IKVAV | Promueve la unión de las células neurales |
KQAGDVA | Promueve la adhesión de las células del músculo liso |
VIPGIG | Mejora el módulo de elasticidad de ECM artificial |
FKRRIKA | Mejora la mineralización por osteoblastos. |
KRSR | Promueve la adhesión de osteoblastos |
MEPE [27] | Promueve la diferenciación de osteoblastos |
Ver también
- Recubrimientos de mucina submaxilar bovina
Referencias
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