Kutatási előrehaladás az orvosi titánötvözet csontbeültetésre szolgáló felületmódosító bevonatával kapcsolatban

Az orvosi titánötvözetek fejlesztésének áttekintése

Az 1940-es években a tiszta titánra mint biológiai anyagra figyeltek fel. Az 1960-as években, miután a Branemark tiszta titánt használt szájimplantátumként, a tiszta titán részben felváltotta a rozsdamentes acélt és a CoCr ötvözeteket, mint biológiai implantátumokat. Ugyanakkor az orvosi titánötvözeteket is kutatták és fejlesztették. A kutatás elmélyülésével a titánötvözetek az első generációs -típusú titánötvözetek közül fokozatosan a második generációs + -típusú, jobb korrózióállóságú és szilárdságú titánötvözetekké fejlődtek. A reprezentatív ötvözetek a Ti-6Al-4V, Ti -5Al-2.5Fe, Ti-6Al-7Nb. A második generációs titánötvözet rugalmassági modulusa azonban még mindig viszonylag magas az emberi csont rugalmassági modulusához képest (0,2 ~ 32 GPa). A lenyelt anyag felszívódása csontsorvadást okozhat, feszültségvédőt hoz létre, és az implantátum kilazulásához vezethet. Ezért az orvosi titánötvözetek jelenlegi kutatása és fejlesztése elsősorban a harmadik generációs metastabil -típuson és -típuson alapul, amelyek rugalmassági modulusa közelebb áll az emberi csontokhoz. Ez a fajta titánötvözet szintén elkerüli az emberi szervezetre káros vagy érzékenyítő elemeket az ötvözőelemek kiválasztásánál. Jelenleg több mint 20 féle alacsony rugalmassági modulusú titánötvözetet fejlesztettek ki, amelyek többsége biokompatibilis. Például 5-ös fokozatú titánlemez, 5-ös fokozatú titánlemez, 5-ös fokozatú titánrudat stb. Japán Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr (TNTZ) titánötvözetet tervezett és fejlesztett a d-elektron ötvözet elméletét alkalmazva, rugalmassági modulusa pedig már 50 GPa, kiváló biológiai aktivitás, foszfor és kalcium elemek (a kalcium-foszfát alkotóelemei) szimulált testfolyadékba (SBF) való merítés után kimutathatók a felületen; a Kínai Tudományos Akadémia Fémkutató Intézete új típusú Ti-24Nb-4Zr- 7-t fejlesztett ki. 9Sn ötvözet (Ti2448), rugalmassági modulusa mindössze 45GPa, szilárdsága 850 MPa, a felületen védő passzivációs film képződése pedig nagyobb korrózióállóságúvá teheti. Miután fokozatosan megoldást találtak az orvosi titánötvözetből készült implantátumanyagok magas rugalmassági modulusának problémájára, a kutatók a titánötvözet sejtproliferációra és differenciálódásra gyakorolt ​​hatására összpontosítottak. A beültetés korai szakaszában a Ti és TiO2 felületek gyenge csontintegrációs képessége az oszteoblasztok rossz differenciálódásához vezet, ami rostos szövetek kialakulásához vezet az implantátum körül, ami viszont az implantátum meglazulását és a súrlódás miatti gyulladást okozza. egyéb feltételek. Másrészt a kereskedelmi alkalmazásokban használt érett Ti-6Al-4V-implantátumok hajlamosak az emberi szervezetre mérgező Al- és V-ionok felszabadítására a testnedvekben. Ezért a titánötvözet implantátumok biológiai aktivitásának növelése és a toxikus ionok felszabadulásának megakadályozása érdekében a titánötvözetek felületmódosítása az orvosi titánötvözetek kutatási központjává vált. Jelenleg az orvosi titánötvözet felületének módosítása főként kompatibilis bevonat felvitelével az ötvözet felületére vagy a felület szerkezetének és összetételének közvetlen megváltoztatásával történik, ezáltal javítva az osseointegrációs képességet, például a biokompatibilitást, a korrózióállóságot, az antibakteriális tulajdonságokat és a sejtdifferenciálódást. .

Orvosi titánötvözet felületmódosító bevonata csontbeültetéshez

Tanulmányok kimutatták, hogy az implantátum anyagok biokompatibilitását és csontosodási képességét befolyásoló fontos tényezők elsősorban a felület nedvesíthetősége, érdessége, összetétele és kristálytípusa. Testfolyadék környezetben, amikor az implantátum anyagának felülete jó nedvesíthetőségű, a fehérje könnyen adszorbeálódik, ami jobban elősegíti a sejttapadást. Ezen túlmenően, a fajlagos felszíni topográfia jobban elősegíti a sejtek differenciálódását és növekedését. Az orvosi titánötvözetek felületmódosításának fontos módszereként az ötvözet felületén megfelelő módosított bevonat kialakításával az ötvözet felületi szerkezete, felületi összetétele, nedvesíthetősége stb. beállítható az ötvözet korrózióállóságának és mechanikai tulajdonságainak megőrzése mellett. . A kompatibilitás és az osseointegráció javítása érdekében. Jelenleg az orvosi titánötvözetek általános felületmódosító bevonatai csontbeültetésre elsősorban a hidroxiapatit (HA) bevonatot, a kitozán bevonatot és a TiO2 nanocső tömbbevonatot tartalmazzák, amelyek között a TiO2 nanocső tömb az eredeti Saját termesztésű porózus szerkezeti bevonatok gyakran kombinálhatók. más bevonatokkal a jobb funkcionalitás elérése érdekében.

1. A hidroxiapatittal bevont HA, mint az emberi csontok fő szervetlen komponense, jó biokompatibilitással rendelkezik, és szerepet játszhat az oszteokondukcióban és az oszteoindukcióban. Amikor a HA érintkezik testfolyadékokkal, a felületi ionok kicserélődhetnek a vizes oldatban lévő ionokkal, és molekulák vagy ionok, például kollagén és fehérjék adszorbeálódhatnak a felületükön biofilmek és bevonatok létrehozása érdekében. A tiszta HA gyenge mechanikai tulajdonságokkal rendelkezik, és nem nagyon alkalmas teherhordó környezetre, de ez a probléma megoldható, ha más implantátum felületekre HA bevonatot készítünk kompaundálás céljából. A HA bevonat nemcsak szoros kémiai kötést tesz lehetővé a csont/implantátum határfelületén, hanem gátként is működik a testnedvek és a fém implantátumok között. A HA bevonat módosító hatása szorosan összefügg az elkészítési móddal és az elkészítési eljárással. A különböző módszerekkel előállított HA bevonat kötési szilárdságában, kristályosságában és sűrűségében különbségek vannak az aljzattal. A HA bevonat és az aljzat közötti kötési szilárdság az egyik kulcsfontosságú tényező, amely meghatározza a módosító hatást. Az alacsony kötési szilárdság könnyen a módosítás meghibásodásához vezethet, a HA bevonat leválása pedig problémákat, például gyulladást okozhat. Releváns vizsgálatok kimutatták, hogy a magnetronos porlasztásos módszerrel készített HA bevonatok tapadási szilárdsága elérheti a 80 MPa-t, ami nagyobb, mint a forró izosztatikus préseléssel, pulzáló lézeres leválasztással, plazma szórással és szol-gél módszerrel készített bevonatoké (kb. 14, 16). , 25 és 26 MP). Jelenleg a plazmapermetezést és az elektroforetikus leválasztást általában a HA-bevonatok készítésére használják. Az elektroforetikus leválasztás bonyolult formájú aljzatokat vonhat be, de a kötési szilárdsága alacsony. A termikus szórással készített HA bevonat izzítása után jelentősen javul a bevonat kötési szilárdsága, ami a hőkezelés általi maradékfeszültség csökkentésének köszönhető. Ezen túlmenően a titánötvözet felületének érdesítése különféle előkezelési technikákkal, például elektronsugaras maratással, mikrogömbfúvással, savas maratással és csiszolópapírral, vagy átmeneti réteg felhordása a HA bevonat és a titánötvözet hordozó között, mindez a HA bevonat javítható. Magának a HA-bevonatnak olyan tulajdonságai, mint a mikrostruktúra, a HA szemcseméret és a mátrixhoz való kötési szilárdság, mind hatással vannak az implantátum anyagok biokompatibilitására. A HA-bevonatok kristályosságában mutatkozó különbségek hatással lehetnek a sejtek viselkedésére, mivel az alacsony kristályosságú HA-bevonatok alacsonyabb oszteoblaszt-proliferációt mutatnak, mint az erősen kristályos HA-bevonatok. A tanulmány megállapította, hogy a különböző kristályosságú HA nanobevonatok és mikrobevonatok eltérő oldódási és kicsapódási jellemzőket mutattak, az amorf HA pedig nagy oldhatóságot mutatott in vivo, és feltételezték, hogy a korai csontképződési kinetika összefüggésben áll a HA bevonatok oldhatóságával. [38]. A HA-bevonat kristályosodási foka hőkezeléssel vagy magas hőmérsékleten (700-800 fok) történő leválasztással szabályozható. Az izzítási eljárás az amorf bevonat egy részét kristályos bevonattá alakítja, és kristályszerkezetet vagy bizonyos fokú kristályosságú ionszubsztitúciót eredményez. HA bevonat. A pelyhes HA-bevonattal összehasonlítva a hegyes szerkezetű bevonat sűrű és egyenletes, a hegyes szerkezetű bevonat pedig nagyobb érintkezési felületet biztosít a környező folyadékkal, így alkalmasabb az apatit lerakódására [39]. A HA bevonat mikroszerkezete melegítéssel és szintereléssel is megváltoztatható [40]. Dikici et al. [41] azt találta, hogy a HA trikalcium-foszfáttá (TCP) bomlik 1050 fok feletti szinterezéssel, és a HA teljesen lebomlik, ha 1400 fokon szinterelik; A réteg porozitása a szinterezési hőmérséklet emelkedésével nő. Hulbert et al. [42] kimutatták, hogy a porózus szerkezetnek legalább körülbelül 100 μm-es összekapcsolt pórusmérettel kell rendelkeznie ahhoz, hogy új csontszövet növekszik, és helyet biztosítson a folyadékkeringéshez, és azt találták, hogy a kisebb pórusméret lehetővé teszi a beszivárgó szövet nem teljes mineralizációját. . A HA-bevonat esetében a teljesen sűrű HA-bevonat nem segíti elő a sejtproliferációt és -differenciálódást, valamint korlátozott a csontképződést indukáló képessége, és főként csontképzési vázként használják [43]. A mikron méretű HA-hoz képest a nanoméretű HA ultrafinom szerkezetű és nagyobb felületi aktivitással rendelkezik. A nano-HA hasonló az emberi keményszövet csontszövetében található ásványi anyagokhoz, és hasonló kémiai és krisztallográfiai struktúrákkal rendelkezik, a nano-HA pedig jobban képes javítani a sejtproliferációt és a differenciálódást, mint a mikro-HA [44].

2. A Ca és P sztöchiometrikus aránya adalékolt hidroxiapatit bevonatú szintetikus HA esetében 1,67, de a bioapatit nem sztöchiometrikus jellegű, és kis kristályokból áll, amelyeket gyenge kristályosság jellemez, és viszonylag nagy az oldhatósága a HA sztöchiometrikus mennyiségéhez képest. [45] . A bevonatok antibakteriális és differenciálódást indukáló képességének javítása érdekében a biológiai HA szerkezete alapján a szintetikus HA ionadalékolása a felületmódosítás egyik fontos kutatási iránya. A biológiai funkciókkal rendelkező ionok, mint például Mg2+, Zn2+, Sr2+, Ag+, Zr4+ és F- adalékanyagként nem csak a Ca sztöchiometrikus arányát változtathatják meg. és P a lerakódott HA-ban, állítsa be a kristályszerkezetet, javítsa a bevonat stabilitását stb. Adszorbeálható a kristály felületén, hogy javítsa a nedvesíthetőséget és elérje a javító hatást. az implantátum biológiai aktivitása. A HA bevonatok adalékolása egyelemes és többelemes adalékolásra osztható. Az egyelemes doppingok közül az Sr elem doppingot széles körben tanulmányozták, az Sr gyógyszerként alkalmazható csontritkulás kezelésére, az Sr növekedésével az oszteoklasztok proliferációja csökken, emellett az Sr javíthatja a HA mechanikai tulajdonságait is. . Boyd és mtsai. magnetronos porlasztásos módszerrel vitte fel az Sr-HA bevonatot a szilícium felületére. Ahogy az Sr adalék mennyisége 5%-ról 13%-ra nőtt (tömegfrakció), a bevonat felületi érdessége fokozatosan nőtt, ami javította a sejtellenállást. a tapadás. Az F- azáltal tudja kedvezővé tenni a sejttapadást, hogy kisebb felületi potenciált generál, másrészt a kísérletek azt mutatják, hogy az F- adalékolása növeli a HA oldhatósági ellenállását. A Mg2+ adalékolása a HA szerkezetébe jelentősen megnövelheti a bevonat fajlagos felületét, és a Mg bizonyos mértékben gátló hatással van a HA kristályosodására, ami előnyös egy másik biokompatibilis anyag, a trikalcium-foszfát (trikalcium-foszfát) képződésében. -TCP) fázisban. . Több ion együttes adalékolása egyesítheti az egyionos adalékolás előnyeit, és nyilvánvalóbb a több elem együttes adalékolásának szinergikus hatása. Ezért a HA bevonat teljesítményének javítása érdekében általában több ionnal adalékolják. Samani et al. Zn/Ag koadalékolt HA bevonatokat készítettünk szol-gél módszerrel, és megállapítottuk, hogy az 1,5%Zn-0. A 6%-os Ag (tömegfrakció) együtt adalékolt mintában volt a legkisebb adalékolt minta az összes együtt adalékolt minta között. Az együtt adalékolt minták jobb antibakteriális eredményeket mutattak, mint a 2,5% Zn egyszeresen adalékolt HA és az 1,5% Ag egyszeresen adalékolt HA. Qiao et al. előállított Si-Sr-Ag együttesen adalékolt HA/TiO2 bevonatokat elektromos leválasztással. Az Sr- és Si-ionok doppingja fokozta az oszteogenezishez kapcsolódó gének expressziós szintjét, és sikeresen ellensúlyozta az Ag-ionok potenciális citotoxicitását. . Az együtt adalékolt bevonatok biológiai tulajdonságai felülmúlják a HA és Ag-HA bevonatokat, antibakteriális hatásuk az Ag-HA bevonatokéhoz hasonlítható, a fajlagosan magas Si és Sr ionok pedig elősegíthetik a jó proliferációt és regenerációt. sejtek és csontszövet, javítja a sejtek adhézióját. A Si-tartalmú HA nagyobb abszorpciós rátával és nagyszámú aktív csoporttal rendelkezik, amelyek elősegítik az oszteoblasztok kötődését. Zhang és mtsai. SiC nanorészecskékkel javított Na és F együtt adalékolt HA bevonatokat készítettünk elektrokémiai leválasztással. A HA-ban a Ca2+ Na+-ra cserélése elősegítheti a sejttapadást és a csontanyagcserét; a HA-ban lévő OH- helyettesítése F--re növelheti a szerkezeti stabilitást. Ezért a Na és F-vel együtt adalékolt HA bevonat kiváló biológiai tulajdonságokat mutathat. Számos tanulmány kimutatta, hogy az ionnal adalékolt HA antibakteriális hatása nagymértékben függ az adalékanyag koncentrációjától és magának az adalékanyagnak a tulajdonságaitól [30]. Antibakteriális és csontintegráló hatású. Jelenleg kevés szakirodalom foglalkozik a ritkaföldfém-elemekkel, például La, Ce, Nd, Gd plazmadoppingjával. A La3+ adalékolt HA bevonat alacsony oldhatósággal és jobb mechanikai tulajdonságokkal rendelkezik[55]; a HA bevonat antibakteriális és kopásállóságának javítása érdekében Aditi et al.[56] plazmaszóró technológiát használt titánötvözet HA bevonatban. Amikor CeO2-t, Ag-t és szén nanocsöveket adtak hozzá, azt találták, hogy a bevonat kopási állandója és nyírófeszültsége nagymértékben csökkent, és az antibakteriális tulajdonsága jó volt.

3. Kitozán bevonat A titánötvözet implantátumok felületi bevonataként használt biokerámiákon kívül, mint a HA, a kitozán, mint természetes szerves vegyület, jó biokompatibilitással, antibakteriális és sejtellenes tulajdonságokkal rendelkezik. A proliferáció és differenciálódás elősegítését gyakran használják titánötvözet implantátumok felületmódosító bevonataként is. A kitozán jó adszorpciós tulajdonságokkal is rendelkezik, biológiailag lebontható in vivo, nincs toxikus hatása, és más anyagokkal, például a HA-val is kombinálható gyógyszerhordozóként. A kitozán bevonat vastagságának szabályozásával szabályozható a gyógyszer helyi koncentrációja a posztoperatív fertőzések, gyulladások kezelése és az implantátum jobb csontosodási integrációja érdekében. A kitozán kölcsönhatásba léphet a negatív töltésű baktériumsejtekkel, hogy antibakteriális hatást érjen el és csökkentse az implantátum meghibásodásának kockázatát. Bár antibakteriális hatása valamivel alacsonyabb, mint egyes fémionoké, biztonságosabb az emberi szervezet számára. A kitozán antibakteriális mechanizmusa főként abból áll, hogy funkcionális csoportjait (aminocsoportjait) és pozitív elektromos tulajdonságait felhasználva reagál a bakteriális membránokkal a baktériumok növekedésének gátlására. A különböző molekulatömegű kitozán antibakteriális tulajdonságai nem azonosak. Nagy molekulatömegű kitozán. Zheng Lianying és munkatársai azt találták, hogy ha a kitozán molekulatömege 300 000 alatt van, akkor az Escherichia colira és a Staphylococcus aureusra kifejtett antibakteriális hatása ellentétes a molekulatömeg változásával. a gyengülést. Kiroshka et al. tanulmányozta a kitozán-kitin nanobevonatok hatását patkány oszteocitákra, és megállapította, hogy mind a bevonat porozitása, mind a pórusméret-eloszlás összefüggésben van a kitozán molekulatömegével, és a molekulatömeg befolyásolta a sejtnövekedés és -proliferáció vázszerkezetét is; Vizsgálatukban a 160 000 tömeg szerinti átlagos molekulatömegű (MW) kitozánbevonat nagy porozitással, alacsony duzzadási sebességgel és jobb sejtdiffúzióval rendelkezett. A pozitív töltésű kitozánbevonatban nagy mennyiségű -OH jelenléte felgyorsíthatja a PO4 3- lerakódását, így in vivo indukálhatja a HA képződését, a szubsztrát hidrofilitását az oltás után. javul a kitozán bevonat, és az SBF-ben komplett HA képződhet biomimetikus lerakódásos bevonat után, és az oltatlan minta lerakódási mennyisége (titánminta) jelentősen eltér. Mivel a kitozánból nehéz kémiai kötéseket kialakítani az implantátumokkal, a titánötvözetek felületén való kötési szilárdságának javítása érdekében a kutatók további kutatásokat végeztek. Egemen et al. elektroforetikusan leválasztott kitozán homokfúvott Ti-6Al-4V-re. A tanulmány megállapította, hogy a homokfúvás utáni hordozó morfológiája befolyásolta a kitozánbevonat érdességét; hangerő növekedés. Jugowiec et al. HA nanoporokat és nanorészecskéket adott a kitozánkolloidokhoz, majd elektroforetikusan felvitte őket a Ti-13Nb-13Zr ötvözet felületére. A tanulmány megállapította, hogy a nanorészecskék hozzáadása vastagabbá tette a lerakódott kitozán vastagságát, ami eltér a titán alapú anyagokétól. A kötési szilárdság jobb, és javul az anyag korrózióállósága és biokompatibilitása. Zhang és mtsai. a titán felületét lúggal kezelték, majd felváltva nátrium-heparin és karboximetil-kitozán oldatba mártották. A lúgos kezelés után a titán felületén nagy mennyiségű -OH jelenléte miatt érdes felülete szorosan kombinálható kitozánnal. A minta kiváló hidrofilitást mutat, mindössze 8 fokos vízzel érintkezik. Bár a kitozánbevonat jó biokompatibilitással rendelkezik, mechanikai tulajdonságai viszonylag gyengék, és a kitozán mechanikai tulajdonságaiban jelentkező hiányosságok pótlása kulcsfontosságú a fejlesztéséhez.

4. TiO2 nanocső tömbök in situ növekedése titánötvözetek felületén A TiO2 nanocső szerkezet megakadályozhatja fémionok (például Al, V stb.) felszabadulását, megkönnyíti a beültetési reakciót, és jobb korrózióállóságot mutat, mint a TiO2 ömlesztett anyagok és biokompatibilitás. Ezért a titánötvözetek felületén a TiO2 nanocső-bevonatok szintézise újabb hatékony intézkedéssé vált gyógyászati ​​tulajdonságaik javítására. Az eloxálást gyakran alkalmazzák TiO2 nanocső tömbök készítésére titán alapú anyagok felületén, ezáltal a csonthoz hasonló porózus szerkezetű TiO2 bevonatot képeznek. szabályozás. Az eloxálási eljárással előállított TiO2 nanocső tömbök amorf állapotban vannak. A lágyítás után a tömb amorf állapotból anatáz fázisba vagy rutil fázisba transzformálható. 300-500 fokos lágyítás után általában anatáz fázis, majd 600 fokos lágyítás, majd fokozatosan rutil fázisba alakul át. A felületi kristályosság növekedése csökkenti az izzított minták vízzel való érintkezési szögét, ami lehetővé teszi a nanocső tömbök nagy felületi nedvesíthetőségét, ami elősegíti a fehérje adszorpcióját és a sejtadhéziót, a nanocsövek és a kristályszerkezet szinergikus hatása pedig felgyorsítja a HA lebomlását. lerakódás. A vizsgálatok kimutatták, hogy az anatáz fázis jobb teljesítményt mutat a sejtdifferenciálódás vagy sejtproliferáció indukálásában, mint a rutil fázis, és könnyebb a HA lerakódása az anatáz fázisban. Ezen kívül Yu et al. azt találta, hogy a viszonylag kis átmérőjű TiO2 nanocsövek jobban elősegítik az oszteoblasztok adhézióját és proliferációját; míg a viszonylag nagy átmérőjű TiO2 nanocsövek jobb oszteogén differenciálódási képességet mutatnak, a nagy nanocsövek pedig sejtszimulációban használhatók. Jobb osteogén potenciál az oxidatív stressz kezelés után. Ha az eloxálási feszültség egy bizonyos tartományon belül változik, a nanocsövek hossza és átmérője a feszültség növekedésével nő; az oxidációs idő növekedésével a minta felületi érdessége nő, és a vízzel való érintkezési szög is csökken. A Ti-6Al-4V ötvözet viszonylag széles körben használt orvosbiológiai anyag, amely + fázisból áll. Az eloxálási folyamat során a két fázis oldódási sebessége eltérő, és a nanocsövek csőhossza a különböző fázistartományokban eltérő. Mansoorianfar et al.[75] Sikeresen előállított TiO2 nanocső tömböket jó egyenletességgel Ti-6Al-4V ötvözeten másodlagos anódos oxidációval 50-75 V feszültségen. A nanocsövek morfológiája az 1. ábrán látható. Az átlagos csőhossz és -átmérő a feszültség növekedésével nőtt. Azt találtuk, hogy a 60 V-on készített minták mutatták a legjobb sejtéletképességet, és a 2. ábra az egyes mintákon tenyésztett MG63 csontvelő-sztrómasejtek difenil-tetraoxazol-bromid (MTT) elemzését mutatja. Az alacsony rugalmassági modulusú bio-titán ötvözeteken TiO2 nanocső tömbrétegek készítése nemcsak az implantátumok mechanikai tulajdonságait biztosítja, hanem javítja azok biokompatibilitását is. Li és mtsai. [76] Ti-24Nb-4Zr-7.9Sn(Ti2448) titánötvözet, nanocső-Ti2448 (NTi2448) felületén TiO2 nanocső tömbrétegeket készített, összehasonlítva a tiszta Ti, nanocsővel -Ti(NT) és Ti2448, nagyobb nedvesíthetőséget, korrózióállóságot mutatott, citokompatibilitás és osszeointegrációs képesség. Az alacsony rugalmassági modulusú titánötvözethez Nb, Zr és egyéb elemek hozzáadása miatt az eloxálás után kialakuló oxidfilm javítja a korrózióállóságát. Ráadásul az ötvözőelemek hozzáadása csökkenti a nanocső tömb sorrendjét, és eltérő a cső átmérője. , és a vizsgálatok azt is kimutatták, hogy az alacsony rendű tömbök jobb kompatibilitást mutatnak. Jelenleg a titán alapú anyagok anódos oxidációval történő felületmódosítása elsősorban a tiszta titán és a Ti-6Al-4V ötvözet kutatására összpontosít. A kutatók feltárták a morfológiát, az összetételt, a kristályszerkezet stb. és a felületi érdesség, nedvesíthetőség, sejtproliferáció és differenciálódás közötti kapcsolatot. Kevés figyelmet fordítottak azonban az új orvosi titánötvözetek ötvözőelemeinek az eloxálással előállított nanocsövek tömbbevonatainak morfológiájára gyakorolt ​​hatására.

5. Titán-ötvözetek felületmódosítása a TiO2 nanocső tömbbevonatán alapuló felületmódosítással A titánötvözetek felületének módosításához a kutatók gyakran különféle műszaki eszközöket integrálnak a speciális követelmények szerinti tervezés érdekében. A több módosítási mód kombinációja nagymértékben integrálja az egyes módosítási módszerek előnyeit, és a módosítási hatást is folyamatosan optimalizálják.

Az implantátumok kopásállóságának javítása érdekében korábban magnetronos porlasztással és egyéb módszerekkel készítettek TiN rétegeket az implantátumok felületére, de a TiO2 nanocsövekre alapozva TiN nanocső tömbbevonatok is előállíthatók a TiO2 folyamatos redukciójával és nitridálásával. nanocsövek. , amely nemcsak azt biztosítja, hogy a porózus szerkezet megfeleljen a biokompatibilitás követelményeinek, hanem javítja a kopásállóságát is. A TiO2 nanocső tömb nagy fajlagos felülettel rendelkezik, és a TiO2 nanocső tömb átmeneti rétegként történő alkalmazása növelheti a HA bevonat tapadási szilárdságát és javíthatja a HA bevonat lerakódási mennyiségét. Lin és mtsai. vákuummeszesedéssel és hidrotermális kezeléssel kalcium-titanátot (CaTiO3) képezett a nanocsövek felületén, amely nukleációs helyeket biztosított a HA számára és megvalósította a kémiai kötést a nanoméretű HA bevonat és a TiO2 mátrix között. Fathyunes et al. ultrahanggal segített elektrodepozíciót használt a grafén-oxid-HA bevonat elkészítéséhez TiO2 nanocsöveken. A grafén javítja a HA bevonat mechanikai tulajdonságait, és maga a grafén is biokompatibilis. Korábbi tanulmányok kimutatták, hogy a grafén indukálja az őssejtek differenciálódását és stimulálja az oszteoblasztokat. A TiO2 nanocső tömbbevonat egyedülálló előnyöket mutat az ionok és a lassú hatóanyag-leadású gyógyszerek betöltésében is. Jelenleg a TiO2 nanocsövek tömbbevonatát porózus szerkezetű bevonatként kezdték használni ionok vagy antibakteriális és gyulladáscsökkentő gyógyszerek betöltésére, és a hőmérséklet, a pH és egyéb feltételek megváltoztatásával éri el az intelligens gyógyszerfelszabadulás szerepét. A TiO2 nanocső tömbökre feltöltött Ag, Cu, Sr plazmonok tartós és lassú felszabadulású antimikrobiális szerekként használhatók élő szervezetekben. Chen Yi és munkatársai[84] magnetronos porlasztást alkalmaztak TiAg vékony filmek előállításához, majd eloxálást alkalmaztak Ag-vel töltött TiO2 nanocső tömbök előállításához, majd hidrotermális módszert alkalmaztak az SrTiO3 betöltésére. Az ionnal töltött minták még 60 nap után is jó teljesítményt mutattak. Jó antibakteriális és oszteoinduktív tulajdonságokkal rendelkezik. Ezenkívül a TiO2 nanocsöveket gyakran használják antibakteriális gyógyszerek tartályaként a gyógyszerek intelligens, folyamatos felszabadulása hatásának elérése érdekében, de a hatóanyag-felszabadulás sebességének szabályozása a nanocsövek hosszának és átmérőjének szabályozásával bizonyos korlátokkal rendelkezik, ezért gyakran használják. gyógyszerekkel megrakott nanocsövekben. A csőtömb biopolimerrel van kapszulázva, hogy megakadályozza a gyógyszer felrobbanó felszabadulását. Zhong et al. bevont polimetakrilsav norfloxacinnal töltött TiO2 nanocső tömbökön, amely kismértékű felszabadulást (34,4%) és hosszabb tartós felszabadulási időt mutatott. Az Aw és munkatársai által javasolt módszer. gyógyszerrel töltött polimer micellákkal feltöltött nanocsövek alkalmazása és a TiO2 nanocsövek felületének biopolimer bevonatokkal, például kitozánnal való bevonása szintén javította a TiO2 nanocsövek antibakteriális és gyulladásgátló funkcióit. Másrészről egyes kutatók a nanocső falának érdességének megváltoztatásával javították a hatóanyag betöltési és felszabadulási sebességét, ami hidrofil és hidrofób gyógyszerekre egyaránt alkalmazható [88]. A jelenlegi TiO2 nanocső-tömb bevonatok módosító hatása alapján a jövőben várhatóan az orvosi titánötvözetek módosításának alapvető lépése lesz a TiO2 nanocső-tömb bevonatok készítése a titánötvözet implantátumok felületén.