Perché servono impianti che si dissolvono
Nel campo della chirurgia ortopedica e traumatologica, uno dei problemi più comuni è la necessità di un secondo intervento chirurgico per rimuovere le placche, le viti e i dispositivi di fissaggio dopo che l’osso è guarito. Questa procedura espone il paziente a rischi aggiuntivi, aumenta i costi sanitari e allunga i tempi di recupero complessivi. La soluzione ideale è un impianto temporaneo in grado di sostenere meccanicamente il tessuto osseo durante la fase di guarigione e poi dissolversi gradualmente nell’organismo, eliminando la necessità di una seconda operazione.
I materiali metallici biodegradabili studiati finora si dividono principalmente in tre categorie: magnesio (Mg), ferro (Fe) e zinco (Zn). Il magnesio tende a degradarsi troppo rapidamente, con fenomeni di corrosione accelerata che possono compromettere la stabilità meccanica prima che la guarigione sia completata. Il ferro, al contrario, si degrada troppo lentamente e può lasciare sottoprodotti insolubili nei tessuti. Lo zinco occupa una posizione intermedia: ha una velocità di degradazione più compatibile con i tempi biologici di guarigione ossea, è naturalmente presente nell’organismo umano (soprattutto in ossa e muscoli), ed è coinvolto in funzioni cellulari fondamentali come la risposta immunitaria, la mineralizzazione ossea e la riparazione dei tessuti.
La ricerca: Università di Tübingen e fem Research Institute
Uno studio pubblicato nel marzo 2026 sul Journal of Functional Biomaterials (MDPI, Open Access) ha approfondito la fattibilità di produrre impianti biodegradabili personalizzati a partire da leghe di zinco con argento e rame, utilizzando la tecnologia di stampa 3D a fusione laser su letto di polvere, nota come L-PBF (Laser Powder Bed Fusion), anche chiamata SLM (Selective Laser Melting).
Lo studio è stato condotto da un team congiunto del Dipartimento di Scienza dei Materiali Medici e Tecnologia dell’Ospedale Universitario di Tübingen (Germania) e del fem Research Institute di Schwäbisch Gmünd (Germania). I ricercatori principali includono Barbara Illing, Jacob Schultheiss, Lukas Schumacher, Alexander Heiss, Ulrich E. Klotz, Stefanie Krajewski e Frank Rupp. Il progetto è stato finanziato dal Ministero Federale Tedesco per gli Affari Economici e l’Azione per il Clima (BMWK) nell’ambito dei progetti IGF 21472 N e IGF 01IF23296N. La produzione delle leghe è stata realizzata con il supporto di aziende partner come Meotec GmbH (Aachen), Indutherm GmbH, Föhl GmbH, Grillo AG, Harting GmbH e Linde GmbH, tutte tedesche.
Le leghe studiate: ZnAgCu, ZnAgCuMn e ZnAgCuTi
La scelta di aggiungere argento (Ag) e rame (Cu) alla matrice di zinco è motivata da ragioni precise. L’argento è noto per le sue proprietà antibatteriche ad ampio spettro anche a basse concentrazioni, mentre il rame contribuisce sia al rafforzamento strutturale della lega sia all’attività antimicrobica. Tuttavia, in un sistema biodegradabile, entrambi gli elementi possono rilasciare ioni nell’ambiente cellulare circostante: un eccesso di ioni liberi rischia di risultare citotossico per i tessuti vicini. Per questa ragione, la valutazione della citocompatibilità è un requisito preliminare indispensabile prima di qualsiasi utilizzo clinico.
Lo studio ha confrontato tre diverse formulazioni:
- ZnAgCu – la lega base con zinco, argento e rame
- ZnAgCuMn – con l’aggiunta di manganese, scelto per i suoi effetti positivi documentati in letteratura su biocompatibilità e proprietà meccaniche
- ZnAgCuTi – con l’aggiunta di titanio, per valutarne l’impatto su densità e comportamento biologico
Le polveri per la stampa L-PBF sono state prodotte per atomizzazione a gas con granulometria compresa tra 10 e 45 µm (D50 tra 22,3 e 24,1 µm) da Indutherm GmbH. I campioni sono stati stampati su una macchina Concept Laser Mlab R (Concept Laser, Lichtenfels, Germania) con una densità volumetrica di energia di 47 J/mm³, derivata da studi precedenti sulle finestre di processo per leghe di zinco.
La sfida tecnica: stampare zinco con L-PBF
Produrre zinco con L-PBF non è banale. Il problema principale risiede nelle caratteristiche fisiche dello zinco: ha un punto di ebollizione relativamente basso (907°C) e un’elevata pressione di vapore, il che significa che il laser può causarne la volatilizzazione durante la fusione se i parametri non sono calibrati con precisione. Questo genera spatter (schizzi di materiale), porosità indesiderate e possibili variazioni nella composizione chimica finale del pezzo stampato.
L’analisi µCT (tomografia computerizzata ad alta risoluzione) dei campioni ha confermato che la densità variava tra le tre leghe: ZnAgCu e ZnAgCuMn raggiungevano densità del 97,5%, mentre ZnAgCuTi scendeva al 91,6%, con una struttura caratterizzata da zone di confine dense e un nucleo più poroso. La porosità superficiale elevava fino a 4,4 volte la superficie effettiva rispetto ai campioni levigati, un fattore critico per il comportamento biologico.
I test di citocompatibilità: metodologia e risultati
I ricercatori dell’Università di Tübingen hanno utilizzato due linee cellulari:
- L929 – fibroblasti murini (topi)
- SAOS-2 – osteosarcoma umano (cellule osteoblastiche)
I test hanno incluso sia il contatto diretto tra cellule e materiale, sia test su estratti a diverse concentrazioni (non diluiti, diluiti 1:3 e 1:10), in conformità con lo standard ISO 10993-12:2012. Come controllo negativo è stato usato titanio di grado 2 (Straumann AG, Basilea), come controllo positivo il rame puro.
I risultati principali:
Nelle prime 24 ore, gli estratti non diluiti di tutte le leghe L-PBF erano citotossici: sia per L929 che per SAOS-2 si osservava proliferazione quasi nulla. Il rilascio di ioni Zn²⁺ raggiungeva picchi di 231,54 ± 25,26 µg/mL nei campioni non trattati di zinco puro. Concentrazioni superiori a 150 µg/mL risultavano tossiche.
Dal giorno 3 in poi, la citocompatibilità migliorava significativamente nei campioni levigati: gli estratti di ZnAgCu e ZnAgCuMn lucidati raggiungevano valori di proliferazione paragonabili al controllo (98,0% e 98,6% rispettivamente). Il rilascio di Zn²⁺ scendeva a valori attorno ai 20 µg/mL, ben tollerati dalle cellule.
La lega ZnAgCuMn si è dimostrata quella con le migliori prestazioni biologiche nei campioni lucidati freschi, grazie a: (1) il rilascio più basso di ioni Zn²⁺ tra tutte le leghe testate; (2) il co-rilascio di piccole quantità di Mn²⁺, che la letteratura associa a effetti positivi sulla proliferazione degli osteoblasti; (3) la minore ossidazione superficiale rispetto ai campioni invecchiati.
La lega ZnAgCuTi ha invece mostrato le prestazioni biologiche più basse in modo consistente, con proliferazione ridotta sia nei campioni lucidati freschi che in quelli invecchiati, senza differenze statisticamente significative tra le due condizioni superficiali.
L’effetto dell’invecchiamento superficiale
Un aspetto inedito di questo studio riguarda l’influenza dell’invecchiamento della superficie sulla citocompatibilità. I campioni lucidati e poi conservati all’aria per 3 mesi (condizioni ambiente) hanno mostrato una citocompatibilità significativamente inferiore rispetto ai campioni lucidati freschi. Per ZnAgCu, la proliferazione scendeva da 36,2% (fresco) a 8,3% (invecchiato); per ZnAgCuMn da 56,6% a 42,9%; per ZnAgCuTi da 20,9% a 5,5%.
Il fenomeno è attribuibile alla formazione di ossidi di zinco, idrossidi e carbonati sulla superficie dei campioni durante l’esposizione all’aria, che alterano la chimica superficiale e aumentano il rilascio ionico al contatto con i fluidi biologici. Questo indica che le strategie di confezionamento, sterilizzazione e conservazione degli impianti avranno un impatto diretto sulla risposta biologica.
Prospettive cliniche e limiti attuali
Lo studio dimostra che la tecnologia L-PBF può produrre leghe Zn–Ag–Cu con proprietà fisico-chimiche promettenti per applicazioni come placche, viti e dispositivi di fissaggio ossei personalizzati sull’anatomia del paziente. L’aspetto più significativo è che, dopo una fase iniziale critica (prime 24 ore), la citocompatibilità migliora sostanzialmente con la passivazione della superficie.
Tuttavia, prima di qualsiasi applicazione clinica restano aperte numerose questioni:
- Dati in vivo: i test in vitro non sono sufficienti per prevedere la risposta tissutale completa (infiammazione, guarigione, integrazione meccanica) su settimane o mesi.
- Controllo del processo: la volatilizzazione preferenziale dello zinco durante L-PBF può spostare la composizione chimica nel tempo, specialmente con riuso delle polveri.
- Proprietà meccaniche post-degradazione: la resistenza meccanica degli impianti man mano che si degradano non è stata valutata in questo studio.
- Strategie di post-processing: i ricercatori indicano come priorità lo sviluppo di modifiche superficiali (rivestimenti in fosfato di calcio, rivestimenti polimerici, ossidazione controllata) per mitigare il picco di rilascio ionico nelle prime 24 ore.
- Standardizzazione: la grande variabilità nei protocolli di test in letteratura rende difficile confrontare i risultati tra studi diversi.
Il confronto con leghe di zinco prodotte per vie convenzionali (fusione, laminazione) non era incluso in questo studio, che si concentrava esclusivamente sul processo L-PBF.
Zinco vs. magnesio e titanio nella stampa 3D medica
Per contestualizzare, vale la pena ricordare che il titanio rimane il materiale di riferimento per gli impianti metallici prodotti con L-PBF, con una lunga storia clinica documentata. Le leghe di magnesio, anch’esse studiate per applicazioni biodegradabili, presentano il problema della degradazione eccessivamente rapida e della produzione di idrogeno gassoso in vivo. Il ferro si degrada troppo lentamente. Lo zinco si colloca in una posizione vantaggiosa per velocità di degradazione, ma il picco di citotossicità nelle prime ore rimane il principale ostacolo da superare prima della traduzione clinica.
Una revisione pubblicata su ScienceDirect nel 2025 conferma che L-PBF applicata a leghe di Mg, Zn e Fe presenta sfide specifiche per ciascun materiale, con lo zinco che mostra le caratteristiche di lavorabilità più critiche a causa delle basse temperature di ebollizione.
