BIOCOMPATIBILITÀ ED OSTEOINTEGRAZIONE

Il successo di un dispositivo impiantabile ancorato alle ossa dipende dalla portata della ricrescita ossea e dal rapporto diretto osso-impianto, definito osteointegrazione, dove un'interfaccia senza tessuto molle crea un ancoraggio biomeccanico.75,121

Molte pubblicazioni hanno indicato che la microporosità è vitale per i biomateriali per ottenere una promettente osteointegrazione. Una struttura porosa con pori interconnessi favorisce lo scambio di sostanze nutritive e la vascolarizzazione, soddisfando in tal modo l'ingrowth dell'osso per ottenere una valida fissazione a lungo termine.

Nonostante numerose relazioni atte alla ricerca di una porosità ottimale e di una dimensione dei pori adeguata per l'ingrowth dell'osso, fino ad oggi la comunità scientifica non ha raggiunto un consenso univoco. Alcune precedenti ricerche hanno dimostrato che la dimensione ottimale dei pori per l'ingrowth osseo è nell'intervallo da 100 a 500 μm.122 _{Un altro studio ha indicato che}

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una morfologia porosa con dimensione dei pori maggiore di 150 μm predispone a un buon ambiente per l'ingrowth dell'osso naturale. In alternativa, le dimensioni dei pori maggiori di 300 μm sono state raccomandate per aumentare la formazione di nuovo osso e quella di capillari.115

Inoltre, un’impalcatura con pori di 300-400 μm è stata considerata più adatta per l'adesione e la proliferazione delle cellule staminali mesenchimali dell'osso umano (hBMSCs, human bone mesenchymal stem cells).78

La vascolarizzazione è una delle sfide chiave nell’integrazione degli impianti. Al di sotto di una grandezza critica dei pori, il trasporto di ossigeno negli scaffolds è fortemente limitato dalla sua diffusione, portando alla formazione di un nucleo necrotico. L'architettura dei pori di uno scaffold determina e facilita la vascolarizzazione in vivo. Tale architettura, in linea di principio, dovrebbe permettere ai vasi sanguigni di grandi e medie dimensioni di penetrare nel nucleo della protesi.

Una maggior angiogenesi intorno ad un impianto è una caratteristica positiva, suggerendone una migliore integrazione. L'angiogenesi è fortemente influenzata da varie caratteristiche dello scaffold, come la porosità totale, la distribuzione dei pori e l'interconnessione della rete porosa. Druecke et al. hanno segnalato una crescita di vasi sanguigni significativamente più veloce in strutture con dimensioni dei pori maggiori di 250 µm rispetto alle dimensioni dei pori inferiori a 250 µm.123

Un parametro limite per l'approvvigionamento di ossigeno alle cellule in vivo è la sua lunghezza massima di diffusione di circa 150-200 µm attorno ad un vaso sanguigno. Oltre questo limite si ha ipossia e, infine, necrosi a causa dell'assenza di ossigeno e di sostanze nutritive. Pertanto, la struttura dovrebbe avere pori di almeno 100-200 µm per sostenere l'angiogenesi, tramite un processo di nuova formazione di capillari dai vasi sanguigni preesistenti nel sito dell'ospite. La distanza massima tra i capillari non deve superare i 150-200 µm, in quanto ciò è correlato alla lunghezza di diffusione dell'ossigeno.124

La vascolarizzazione negli scaffolds dopo l'impianto è indotta dal processo infiammatorio di guarigione della ferita, che si completa in poche settimane in strutture porose interconnesse e dimensioni ottimali.

L'osteogenesi e la formazione di nuovi tessuti ossei sono direttamente correlati alla vascolarizzazione. Idealmente, gli scaffolds con pori interconnessi aventi dimensioni di 300- 400 µm sono state trovate favorevoli sia per l'accrescimento del capillare che dell'osso.125

Il processo può essere favorito tramite un pre-trattamento con fattori che stimolino l'angiogenesi. Il fattore di crescita più utilizzato negli studi sperimentali è il VEGF (fattore di

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crescita endoteliale vascolare), che svolge un ruolo regolatore nell'angiogenesi e contribuisce alla più veloce guarigione di difetti ossei di grandi dimensioni. Al fine di assicurare la vascolarizzazione dello scaffold 3D con pori interconnessi, è stato suggerito da diversi gruppi di preparare il ponteggio con cellule endoteliali.126 Il rivestimento di cellule endoteliali con VEGF accelera ulteriormente la formazione di vasi sanguigni e migliora quindi la nuova formazione ossea.73

Nello studio di Palmquist et Al. è stata analizzata la componente microscopica di ingrowth osseo con impianti in titanio fabbricati tramite la tecnologia EBM. Per fare ciò hanno considerato vari parametri per avere un quadro ampio di valutazione. Il disegno macroscopico e la porosità macroscopica degli impianti sono stati valutati mediante tomografia microcomputazionale a raggi X (micro-CT). La composizione chimica superficiale è stata analizzata mediante spettroscopia fotoelettronica a raggi X (XPS). La morfologia superficiale è stata valutata mediante scansione alla microscopia elettronica (SEM).

Sull'istologia qualitativa, i campioni mostrano l'ingestione ossea nella rete porosa e in tutti i casi l'osso appare ben organizzato, rimodellato e con struttura lamellare. All'interno della rete porosa, l'ingrowth dell'osso avviene principalmente lungo l’impianto, con più osso alla periferia piuttosto che al centro della rete porosa. Sono state osservate quantità similari di ossa a diversi livelli di profondità degli impianti.

La loro analisi quantitativa ha confermato le elevate quantità di ingrowth osseo, anche se è stata osservata una variazione tra le diverse posizioni anatomiche, oltre a differenze inter-individuali.

Gli impianti fabbricati con EBM presentano dunque il potenziale per l'osteointegrazione. Sono stati segnalati elevati livelli di contatto dell'impianto osseo e di ancoraggio biomeccanico. Ciò implica che gli impianti fabbricati con EBM non interferiscano con i normali meccanismi di guarigione e che la natura porosa degli impianti permetta una rigenerazione ossea, con cui viene ripristinata l'architettura anatomica nativa.121

Sono stati eseguiti diversi studi di biocompatibilità in vivo degli impianti negli animali.

G.Li et Al. hanno condotto uno studio di ricostruzione a livello del metatarso di quattordici capre mature, sfruttando il modulo elastico dell’osso corticale di capra che ha un valore molto vicino a quello dell'osso umano. Gli impianti impiegati erano scaffolds cilindrici aventi dimensioni dei pori di 300-400 μm. A 3 mesi, 6 mesi e 12 mesi dopo l'impianto, hanno effettuato l'analisi istologica e istomorfometrica e le prove di radiografia per valutare la crescita ossea. Già a 3 mesi di distanza dall’operazione di ricostruzione protesica l'apposizione di ossa

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direttamente sulla superficie dell'impianto era ben osservabile, così come il callo osseo circostante l'impianto. La profondità dell'ingrowth osseo diventava progressivamente più profonda e l'area ossea nell'impianto incrementava con il tempo. Ad ogni punto temporale l'area ossea nelle due estremità era superiore a quella nella posizione centrale, il che risulta essere coerente con la direzione di crescita dell'osso.78

Figura 16. Campioni dell'esperimento in vivo eseguito da G.Li et al.78

La valutazione in vivo dello scaffold poroso Ti6Al4V preparata da EBM è stata condotta anche in altre ricerche e i risultati hanno dimostrato che questo impalcatura potrebbe acquisire una crescita favorevole dell'osso dopo essere stato impiantato nel femore di pecora.79

Castilho et al. hanno valutato la biocompatibilità in vivo degli scaffolds impiantati nella cresta tibiale di cane. La riduzione del gap nella zona d'interesse, da 1 a 16 settimane di distanza dall’innesto, ha confermato le buone prestazioni biologiche dello scaffold e una eccellente mineralizzazione all'interno del divario osteotomico.127

Oltre alle architetture macro- e micro-porose, le proprietà superficiali sono un altro aspetto importante che influenza l'osteointegrazione di un telaio metallico. Anche se la tecnica di stampa 3D ha un buon controllo sulle porosità dello scaffold, le proprietà superficiali che determinano la risposta del tessuto non sono facilmente gestibili. Pertanto, può essere richiesto un trattamento adattato per migliorare ulteriormente l'osteointegrazione in diverse situazioni,

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ad esempio in caso di applicazione degli impianti in letti ossei di scarsa qualità o nei difetti ossei di dimensioni importanti.128

A differenza degli impianti solidi, i trattamenti superficiali dei metalli porosi stampati 3D hanno diversi problemi critici da affrontare.

In primo luogo, nell'integrazione ossea degli impianti esistono due modelli di osteogenesi che presentano distinti processi di rigenerazione ossea sia dall'impianto alle ossa adiacenti (osteogenesi da contatto) che dalle ossa dell'ospite alla superficie dell'impianto (osteogenesi a distanza), a seconda delle proprietà superficiali dell'impianto.

In secondo luogo, un'altra importante questione riguardante l'impalcatura metallica. L'osso cresciuto può essere sottoposto a rimodellamento a causa dello shear stress da parte dello scaffold stesso.

In terzo luogo, l'obiettivo principale di un'impalcatura metallica porosa utilizzata come sostituto del carico osseo è quello di raggiungere una stabilità regionale tramite osteointegrazione. Tuttavia, è stato rivelato che la sola crescita dell’osso non garantisce necessariamente una migliore forza biomeccanica. Oltre all'inserimento dell'osso, un'altra chiave per la forza di osteointegrazione è la stabilità dell'interfaccia osso-impianto.

Tuttavia, la modifica della superficie del metallo poroso 3D è più impegnativa di quella dell’impianto solido, poiché le tecniche ampiamente utilizzate come la spruzzatura al plasma sono inapplicabili e la scelta delle tecniche disponibili è molto limitata. Tra i vari metodi applicabili abbiamo:

• trattamenti chimici o di rivestimento con idrossiapatite Mg-drogata (HA);104

• processo di anodizzazione e trattamento termico;128

• rivestimento HA biomimetico assistito da polidopamina;129

• ossidazione microarc (MAO). Quest’ultima è una tecnica di trattamento superficiale elettrochimica per la generazione di rivestimenti in ossido su metalli (ad esempio titanio, alluminio e magnesio) con geometria complessa.81

In conclusione uno scaffold dovrebbe avere proprietà di superficie adeguate, come la topografia superficiale. Nel contesto delle applicazioni ortopediche, i biomateriali densi offrono una stabilità strutturale a causa della loro elevata resistenza meccanica. Al contrario, i biomateriali porosi forniscono buone prestazioni biologiche a scapito della forza o del modulo elastico biologicamente rilevante.

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Per la stabilità dell'impianto a lungo termine e per la resistenza alla frattura da impatto, si prevede che l'impalcatura progettata disponga di una sufficiente porosità, nonché di una resistenza e un'elevata capacità di assorbimento dell'energia. Le necessità reciprocamente opposte di una struttura altamente porosa con elevata capacità di assorbimento energetico e resistenza meccanica limitano la scelta dei biomateriali e del design della struttura per l'applicazione nei punti di carico. In questo scenario, le strutture porose in Ti-6Al-4V possono essere fabbricate per soddisfare i requisiti.

Considerando la complessa architettura porosa dell'osso naturale, gli impianti porosi possono essere utilizzati per promuovere l'ingrowth osseo e l'osteointegrazione senza compromettere le proprietà meccaniche. Inoltre, l'inserimento spaziale di stimoli biochimici in tale struttura può essere considerato come un approccio intelligente per sviluppare un'architettura complessa dei tessuti.73

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