La ceramica come materiale biomedico
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La ceramica è comunemente associata alla porcellana, al vetro o agli elementi architettonici; tuttavia, nell’ingegneria biomedica, il termine ha un significato molto più ampio. La ceramica è un materiale inorganico e non metallico, i cui componenti principali sono solitamente ossidi metallici, silicati, carburi o nitruri. Questi sono caratterizzati da elevata durezza, notevole resistenza alla compressione, alto punto di fusione e bassissima conduttività elettrica e termica. A livello atomico, le loro proprietà derivano principalmente dalla predominanza di legami ionici o covalenti e dal numero limitato di possibili piani di scorrimento nel reticolo cristallino. Questo è il motivo per cui la ceramica, a differenza dei metalli, non subisce facilmente deformazioni plastiche.
La conseguenza principale di questa struttura è la fragilità. La ceramica tende a rompersi in presenza di microfessurazioni, inclusioni o intagli affilati. Anziché deformarsi gradualmente, come fanno i metalli, si rompe improvvisamente e in modo relativamente violento quando la sollecitazione in prossimità di un difetto esistente supera un valore critico. Questo spiega perché la sua resistenza alla trazione è molto inferiore alla sua resistenza alla compressione. È interessante notare che, in condizioni ideali, quando il materiale è praticamente privo di difetti, la ceramica può essere estremamente resistente: un esempio sono le microfibre di vetro con una resistenza alla trazione di diversi gigapascal, superiore a quella di molti acciai ad alta resistenza.
Anche le ceramiche sono materiali che praticamente non subiscono scorrimento a temperatura ambiente. Mentre i metalli possono deformarsi gradualmente sotto sollecitazioni prolungate, le ceramiche, grazie alla loro struttura rigida, mantengono le loro dimensioni fino a quando non si verifica una frattura. Questa caratteristica è sia un vantaggio quando si pensa al trasferimento stabile del carico, sia uno svantaggio, perché l’incapacità di “rilasciare” le sollecitazioni attraverso la deformazione plastica fa sì che avvengano fratture improvvise.
Il campo della bioceramica è nato quando la ceramica ha iniziato ad essere utilizzata consapevolmente per il contatto con i tessuti corporei. Si è scoperto che composizioni ceramiche opportunamente selezionate possono essere utilizzate non solo nell’elettronica o nelle industrie ad alta temperatura, ma anche per sostituire frammenti ossei, ricostruire denti, realizzare protesi articolari e persino elementi che entrano in contatto con il sangue, come le valvole cardiache artificiali. Ci sono però diversi criteri biologici di base che devono essere soddisfatti.
Affinché un materiale ceramico possa essere considerato bioceramico, deve essere atossico, non cancerogeno, anallergico, non deve causare reazioni infiammatorie croniche, deve essere biocompatibile e mantenere la sua biofunzionalità per tutto il periodo di impianto previsto. In altre parole, non deve causare danni, deve svolgere la sua funzione meccanica o biologica e non deve degradarsi in modo imprevedibile.
Su questa base, le bioceramiche sono suddivise in tre classi principali. La prima classe è costituita da ceramiche non riassorbibili, ovvero ceramiche relativamente biocompatibili che, dopo l’impianto, non si dissolvono né subiscono cambiamenti strutturali significativi e sono progettate per durare molti anni. Il secondo gruppo è costituito da ceramiche biodegradabili (riassorbibili), progettate per essere gradualmente sostituite dal tessuto in crescita dell’ospite. La terza categoria è costituita da bioceramiche bioattive e reattive in superficie, il cui compito è quello di formare un forte legame chimico con l’osso o altri tessuti, principalmente attraverso reazioni che avvengono solo nella zona superficiale.
Bioceramiche relativamente biocompatibili
Le bioceramiche relativamente biocompatibili mantengono le loro proprietà fisiche e meccaniche durante l’uso a lungo termine nel corpo. Non si dissolvono significativamente, sono resistenti alla corrosione e all’usura e il contatto con i tessuti si riduce solitamente all’adattamento meccanico o all’integrazione senza reazioni chimiche di rilievo. L’ossido di alluminio, l’ossido di zirconio e vari tipi di carbonio, compreso il carbonio pirolitico, sono particolarmente importanti in questo gruppo.
L’ossido di alluminio, noto anche come allumina (Al₂O₃), è uno dei materiali ceramici più comunemente utilizzati in implantologia. Nelle applicazioni biomediche viene utilizzata una varietà alfa ad alta purezza, in cui il contenuto di Al₂O₃ supera il 99,5% e la quantità di impurità, come silice e ossidi alcalini, è limitata a decimi di punto percentuale. L’allumina presenta una struttura cristallina romboedrica e si trova in natura sotto forma di zaffiro o rubino, a seconda delle impurità presenti che le conferiscono il colore. Le forme monocristalline di questo materiale possono essere ottenute fondendo gradualmente la polvere su un seme cristallino, dal quale viene “estratto” il cristallo in crescita.
Le proprietà meccaniche dell’allumina sono impressionanti. Il suo modulo di Young raggiunge diverse centinaia di gigapascal, la sua resistenza alla flessione supera i 400 MPa e la sua durezza varia da 20 a 30 GPa. Quest’ultimo valore significa che l’ossido di alluminio occupa una posizione molto alta nella scala di Mohs (9/10), secondo solo al diamante. La resistenza e l’affidabilità dell’allumina policristallina, però, dipendono in modo significativo dalla dimensione dei grani e dalla porosità. Riducendo la porosità e utilizzando una struttura a grana fine si aumenta la resistenza e si riduce la dispersione dei risultati.
Questa combinazione di durezza, resistenza all’usura e inerzia chimica nell’ambiente corporeo rende l’allumina il materiale ideale per la realizzazione di elementi scorrevoli nelle endoprotesi articolari, in particolare nelle teste delle protesi dell’anca che interagiscono con le coppe in polietilene ad altissimo peso molecolare. Gli studi sugli impianti in ossido di alluminio inseriti nel cranio non hanno evidenziato tossicità, segni di rigetto e hanno dimostrato un’ottima tollerabilità nei lunghi periodi di osservazione. L’allumina ha trovato applicazione anche negli impianti dentali, nelle placche e viti ossee, nelle ricostruzioni dell’orecchio medio e nei componenti che richiedono elevata durezza e inerzia chimica.
Il secondo materiale chiave di questo gruppo è l’ossido di zirconio (ZrO₂). Nella sua forma pura, presenta un diagramma di fase complesso: a seconda della temperatura la sua struttura cristallina varia, accompagnata da significative variazioni di volume. Tale variabilità è sfavorevole dal punto di vista della stabilità dimensionale, motivo per cui nella pratica si utilizza zirconia parzialmente stabilizzata con ossidi come Y₂O₃. Grazie a tali additivi, è possibile stabilizzare le fasi ad alta temperatura (tetragonale o cubica) anche a temperature più basse, migliorando la stabilità della struttura dopo la sinterizzazione.
La zirconia parzialmente stabilizzata presenta un modulo di elasticità inferiore rispetto all’allumina, il che la rende leggermente più simile all’osso, pur presentando una resistenza alla frattura particolarmente buona. Ciò è dovuto al meccanismo di rafforzamento trasformazionale: una transizione di fase locale si verifica in prossimità della frattura in propagazione, accompagnata da un leggero aumento di volume, che “chiude” la frattura e ne ostacola l’ulteriore crescita. La biocompatibilità della zirconia è molto buona e i suoi parametri di attrito e usura quando viene utilizzata con UHMWPE sono così favorevoli che questo materiale ha trovato applicazione nelle teste delle endoprotesi articolari e in altri elementi portanti.
Diverse forme di carbonio svolgono un ruolo speciale tra le ceramiche bioinerte. La struttura cristallina della grafite, una forma classica di carbonio, è costituita da reti piatte esagonali di atomi collegati da forti legami covalenti, disposti in strati. Tra gli strati si verificano interazioni più deboli, che facilitano il loro movimento reciproco e spiegano la lubrificazione della grafite. In materiali come il carbonio pirolitico o il carbonio vetroso, questi strati esagonali sono parzialmente disturbati, deformati e mescolati con aree amorfe. Su scala macro, ciò si traduce in proprietà meccaniche più isotropiche.
Il carbonio pirolitico è particolarmente prezioso in implantologia, poiché è caratterizzato da elevata resistenza, modulo elastico discreto ed eccellente compatibilità con il sangue. Questo materiale è spesso utilizzato come rivestimento applicato dalla fase gassosa alle forme finali degli impianti, ad esempio componenti di valvole cardiache o protesi vascolari. I parametri di processo quali temperatura, pressione, composizione del gas, geometria del reattore e tempo di deposizione consentono di regolare densità, anisotropia, dimensione dei cristalliti in modo molto preciso, nonché di verificare la presenza di difetti nel carbonio. Una densità più elevata significa solitamente una maggiore resistenza e un modulo elastico più elevato, fattori cruciali per la sicurezza a lungo termine degli impianti.
Esistono anche compositi carbonio-carbonio, in cui le fibre di carbonio rinforzano la matrice di carbonio. Questi compositi raggiungono una resistenza molto elevata lungo la direzione delle fibre, ma sono chiaramente anisotropici e porosi. Da un punto di vista meccanico possono essere interessanti, ma il loro utilizzo richiede una pianificazione estremamente accurata della distribuzione del carico nella struttura.
Bioceramiche biodegradabili
In molte applicazioni, l’obiettivo non è quello di sostituire in modo permanente il tessuto, ma di riempire temporaneamente un difetto, fornire supporto meccanico o somministrare un farmaco, dopodiché l’impianto dovrebbe essere gradualmente sostituito dal tessuto ospite in fase di rigenerazione. In tali situazioni, le ceramiche riassorbibili, che si degradano in modo controllato, sono la scelta ideale.
Storicamente, uno dei primi materiali di questo tipo era il gesso, ovvero il solfato di calcio biidrato, già utilizzato alla fine del XIX secolo come sostituto osseo; tuttavia, la vera svolta avvenne nella seconda metà del XX secolo, con l’introduzione di fosfati di calcio completamente sintetici e sistemi più complessi come le ceramiche di alluminio-calcio-fosfato (ALCAP), zinco-calcio-fosfato (ZCAP), zinco-solfato-calcio-fosfato (ZSCAP) e ferro-calcio-fosfato (FECAP).
Il rappresentante più importante di questo gruppo è l’idrossiapatite (HA), chimicamente simile alla fase minerale delle ossa e dei denti. Esso presenta una formula simile a Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ e appartiene alla famiglia delle apatiti. Strutturalmente, forma prismi esagonali in cui gli ioni idrossile sono disposti in colonne lungo l’asse c, e alcuni degli ioni calcio sono fortemente legati ad essi. Gli ioni Ca²⁺ rimanenti completano il reticolo cristallino, garantendo la stabilità della struttura. Il rapporto molare tra calcio e fosforo è 10:6 e la densità teorica è vicina a 3,2 g/cm³. La sostituzione degli ioni OH⁻ con ioni F⁻ comporta una maggiore stabilità chimica, il che spiega perché la fluorizzazione rafforza lo smalto dei denti.
L’idrossiapatite è un materiale dall’eccezionale biocompatibilità, poiché la sua struttura e composizione chimica sono molto simili a quelle del tessuto osseo naturale. Dopo l’applicazione dell’impianto sotto forma di granuli o blocchi porosi, si forma rapidamente nuovo osso spongioso e il confine tra l’impianto e l’osso assume spesso la forma di un legame chimico diretto, senza una zona fibrosa distinta.
Le proprietà meccaniche dell’idrossiapatite possono variare in modo significativo a seconda del metodo di produzione, della granulometria e della porosità. Il modulo di elasticità può raggiungere un valore paragonabile a quello dei tessuti duri naturali come lo smalto, la dentina o l’osso compatto. Ciò consente di progettare impianti la cui rigidità è adeguata al tessuto circostante, riducendo il rischio del fenomeno avverso noto come “stress shielding”, ovvero lo scarico e la graduale perdita ossea.
Oltre all’idrossiapatite, anche il β-calcio trifosfato (β-TCP) svolge un ruolo importante. È più solubile dell’HA, il che comporta un riassorbimento più rapido in vivo, pur mantenendo una buona osteoconduttività. Ciò rende il materiale ideale per assolvere compiti come riempitivo temporaneo per difetti ossei, in quanto scompare gradualmente con la crescita dell’osso del paziente. Come l’idrossiapatite, il TCP viene spesso prodotto mediante sintesi umida da sali di calcio e fosfato appropriati, seguita da calcinazione e sinterizzazione. Può formare composti con aminoacidi come la cisteina che, quando miscelati con acqua, si legano e induriscono nel sito di impianto, consentendo al materiale di formarsi direttamente nel difetto.
I sistemi ceramici più complessi, come ALCAP, ZCAP, ZSCAP e FECAP, sono solitamente polifasici. Ciò significa che la loro struttura contiene diverse fasi cristalline con solubilità e velocità di riassorbimento variabili. Questa struttura permette di progettare materiali che si degradano in più fasi: alcune fasi scompaiono più rapidamente, altre più lentamente e durante questo processo vengono rilasciati ioni biologicamente importanti, come lo zinco o il ferro. Possono anche essere utilizzati come vettori di farmaci: il principio attivo è racchiuso in una matrice ceramica e viene rilasciato gradualmente man mano che l’impianto viene riassorbito.
Un esempio interessante di materiale riassorbibile presente in natura è la corallina, ovvero lo scheletro dei coralli, composto principalmente da carbonato di calcio sotto forma di aragonite. Le singole specie di corallo formano strutture porose tridimensionali uniche che assomigliano all’osso trabecolare in termini di dimensioni e distribuzione dei pori. Ciò rende materiali come Biocoral ideali per il riempimento dei difetti ossei. Il carbonato di calcio subisce un riassorbimento graduale e viene sostituito dall’osso; inoltre, gli scheletri dei coralli possono essere convertiti idrotermicamente in idrossiapatite mantenendo la loro architettura porosa naturale, combinando i vantaggi di una stretta somiglianza chimica con l’osso con una microstruttura spaziale molto favorevole.
Bioceramiche bioattive reattive in superficie
Tra le ceramiche estremamente inerti e i materiali più rapidamente riassorbibili, esiste un terzo gruppo estremamente importante: le bioceramiche bioattive, ovvero vetri reattivi in superficie, vetroceramiche e alcune forme di idrossiapatite. La loro caratteristica speciale è che, sebbene il volume complessivo del materiale rimanga relativamente stabile, la superficie reagisce attivamente con i fluidi corporei, formando uno strato in grado di creare un forte legame chimico con l’osso.
Un esempio classico è rappresentato dai vetri silicatici bioattivi, come i materiali della famiglia Bioglass, e dalle loro controparti cristallizzate, le vetroceramiche. Questi sistemi sono a base di silice (SiO₂) con additivi di ossido di calcio, ossido di sodio e ossido di fosforo (V). Una volta impiantati nel corpo, sulla superficie di tali materiali si verificano diverse reazioni: in primo luogo, gli ioni Na⁺ e Ca²⁺ vengono scambiati con l’ambiente, causando un cambiamento locale del pH e dell’attività ionica. Successivamente, si forma uno strato gelatinoso ricco di silice, sul quale precipitano i fosfati di calcio che, nel tempo, si trasformano in una struttura simile all’apatite. Questo strato superficiale di apatite consente all’osso di ancorarsi direttamente al vetro, senza la mediazione del tessuto fibroso.
La bioattività del vetro dipende fortemente dalla sua composizione chimica, principalmente dal contenuto di SiO₂ e dalle proporzioni di CaO, Na₂O e P₂O₅. Esiste un intervallo specifico di composizione in cui si formano contemporaneamente uno strato di silice e uno di fosfato. Al di fuori di questo intervallo, il materiale è troppo poco reattivo per formare un legame duraturo con il tessuto o troppo suscettibile alla dissoluzione.
Le vetroceramiche, come il Bioglass cristallizzato o il Ceravital, sono prodotte attraverso un processo di cristallizzazione controllata del vetro. Durante la produzione, il materiale viene sottoposto a una sequenza di trattamenti termici che portano alla formazione di un numero enorme di minuscoli cristalliti (con diametri di una frazione di micrometro) distribuiti uniformemente in tutto il volume. Di conseguenza, le vetroceramiche presentano alta densità, elevata resistenza, buona resistenza ai graffi e proprietà termiche adeguate. Una composizione accuratamente selezionata consente di mantenere la bioattività migliorando al contempo i parametri meccanici rispetto al vetro puramente amorfo.
Nonostante questi vantaggi, il vetro bioattivo e la vetroceramica rimangono materiali relativamente fragili. La loro resistenza alla trazione, sebbene migliorata, è comunque troppo bassa per essere utilizzata come componenti autonomi in impianti di grandi dimensioni e portanti, come gli steli delle protesi articolari; tuttavia, sono ampiamente utilizzati come rivestimenti su impianti metallici, dove formano un collegamento diretto con l’osso, e come riempitivi nei compositi dentali, nei materiali per la ricostruzione dell’orecchio medio e nei piccoli impianti cranici.
Deterioramento e affaticamento delle ceramiche nel corpo
Quando si progettano impianti in ceramica, è importante considerare non solo le proprietà del materiale immediatamente dopo la produzione, ma anche come queste proprietà cambiano nel tempo sotto l’influenza dell’ambiente biologico e dei carichi meccanici.
Nella ceramica non assorbente, la fatica statica e dinamica gioca un ruolo significativo. In un ambiente acquatico, che corrisponde alle condizioni fisiologiche, l’acqua può accelerare la crescita delle microfessurazioni esistenti. Se il materiale contiene additivi che facilitano la penetrazione dell’acqua, ciò può portare a una graduale riduzione della resistenza sotto carico prolungato, anche se le sollecitazioni sono inferiori al limite di resistenza determinato in una prova a breve termine. Questo fenomeno è stato studiato in dettaglio nell’ossido di alluminio, tra gli altri materiali, osservando la relazione tra la presenza di tracce di azione dell’acqua sulla superficie di frattura e la diminuzione della resistenza.
I modelli statistici di resistenza, come la distribuzione di Weibull, sono spesso utilizzati per descrivere il comportamento dei materiali ceramici, in cui la probabilità di rottura dipende da un parametro costante di scala e forma m. Maggiore è il valore del parametro m, minore è la dispersione della resistenza e maggiore è la prevedibilità del comportamento del materiale, aspetto fondamentale nella progettazione dei componenti implantari. Anche i test di prova, in cui i componenti finiti sono sottoposti a sollecitazioni superiori ai carichi operativi previsti, sono uno strumento pratico di ingegneria dell’affidabilità. I campioni più deboli vengono distrutti durante il test e, per quelli rimanenti, è possibile determinare la durata minima prevista a un dato livello di carico.
Nel caso dei rivestimenti in carbonio sui metalli, i test di fatica hanno dimostrato che l’integrità del rivestimento dipende fortemente dal comportamento del substrato. Se il substrato metallico non subisce una deformazione plastica significativa, il carbonio pirolitico può rimanere intatto anche con un numero molto elevato di cicli di carico, il che è particolarmente importante per le valvole cardiache rivestite o le protesi vascolari.
Tecniche di produzione delle bioceramiche
La scelta della tecnica di produzione della bioceramica dipende in gran parte dall’uso previsto dell’impianto. Se l’obiettivo è sostituire il tessuto duro e trasferire i carichi meccanici, la priorità sarà data all’alta densità, all’elevata resistenza e a un modulo di elasticità adeguato. Nelle applicazioni in cui l’integrazione tissutale e la vascolarizzazione intensiva sono fondamentali, la porosità aperta elevata e la giusta distribuzione delle dimensioni dei pori giocano un ruolo chiave.
Gli impianti di supporto utilizzano tecniche quali lo stampaggio a iniezione, la colata di gel e metodi a microemulsione, che consentono di ottenere un’alta densità (superiore al 97-99% della densità teorica) con una porosità relativamente bassa. Additivi opportunamente selezionati, tra cui fosfati di sodio, litio o zirconia parzialmente stabilizzata, possono migliorare la sinterizzabilità, aumentare la microdurezza e la resistenza alla frattura e influenzare lo sviluppo della microstruttura durante la sinterizzazione. È importante tenere sempre presente che un eccesso di additivi o una loro selezione inadeguata possono portare alla formazione di fasi non biocompatibili o eccessivamente solubili.
Se l’obiettivo è una rapida integrazione con l’osso e altri tessuti, le ceramiche sono progettate per avere un’elevata porosità aperta, con pori di diametro tale da consentire la penetrazione dei vasi sanguigni e delle cellule (di solito almeno diverse decine di micrometri). In questo caso, tra le altre cose, viene utilizzato il metodo di consolidamento dell’amido, in cui i granuli di amido vengono miscelati con una sospensione ceramica e poi si gonfiano durante l’essiccazione. Durante la sinterizzazione, l’amido brucia, lasciando al suo posto dei pori. Regolando la proporzione di amido nella miscela, è possibile controllare con precisione la porosità finale e la distribuzione delle dimensioni dei pori, ottenendo strutture con pori che vanno da pochi micrometri a decine di micrometri.
Un’altra tecnica è la colata a goccia, in cui gocce o granuli vengono formati da una sospensione di idrossiapatite, ad esempio, facendoli gocciolare su stampi speciali o in azoto liquido. Dopo l’essiccazione, la calcinazione e la sinterizzazione, si ottengono granuli di HA porosi, che possono essere utilizzati come riempitivi per difetti ossei. Indipendentemente dai dettagli del processo, l’obiettivo è quello di creare una struttura sufficientemente resistente da sopravvivere all’impianto e alla fase iniziale di guarigione, garantendo al contempo un elevato grado di penetrazione nei tessuti.
Sommario – La ceramica come materiale biomedico
Le bioceramiche sono attualmente uno dei principali gruppi di biomateriali utilizzati in medicina. Esse comprendono ceramiche ossidiche relativamente bioinerte, come l’allumina e la zirconia, nonché fosfati di calcio riassorbibili, strutture a base di corallo, sistemi multicomponenti contenenti zinco o ferro e vetri e vetroceramiche bioattivi. Ciascuno di questi materiali ha un proprio “ruolo” da svolgere nell’organismo: alcuni sono destinati a sostituire le ossa in modo stabile e duraturo, altri a lasciare gradualmente il posto a nuovi tessuti, altri ancora a fornire un forte ancoraggio chimico per gli impianti ossei.
La chiave per progettare bioceramiche è comprendere la relazione tra composizione chimica, struttura cristallina, microstruttura, metodo di produzione e comportamento in un ambiente biologico. Gli impianti moderni combinano molto spesso materiali diversi: metallo per il carico, ceramiche bioattive per un legame duraturo con l’osso, scaffold riassorbibili per favorire la rigenerazione e rivestimenti in carbonio nei componenti che entrano in contatto con il sangue. Le bioceramiche non sono più solo un “materiale duro”: oggi sono uno strumento progettato con precisione per l’ingegneria tissutale e l’implantologia, che consente di imitare sempre meglio le funzioni biologiche e la struttura dei tessuti del corpo.
