Medicininio titano lydinio, skirto kaulams implantuoti, paviršiaus modifikavimo dangos tyrimų pažanga
Medicininių titano lydinių kūrimo apžvalga
194 0-aisiais grynas titanas buvo pradėtas domėtis kaip biologine medžiaga. 1960 m., Branemarkui panaudojus gryną titaną kaip burnos implantų medžiagą, grynas titanas pradėjo iš dalies pakeisti nerūdijantį plieną ir CoCr lydinius kaip biologines implantų medžiagas. Tuo pačiu metu buvo tiriami ir tobulinami medicininiai titano lydiniai. Gilėjant tyrimams, titano lydiniai palaipsniui išsivystė iš pirmosios kartos tipo titano lydinių į antrosios kartos + -titano lydinius, pasižyminčius geresniu atsparumu korozijai ir stiprumu. Tipiški lydiniai yra Ti-6Al-4V, Ti -5Al-2.5Fe, Ti-6Al-7Nb. Tačiau antrosios kartos titano lydinio tamprumo modulis vis dar yra gana didelis, palyginti su žmogaus kaulo elastingumo moduliu (0,2 ~ 32GPa). Sugertos medžiagos absorbcija gali sukelti kaulų atrofiją, sukurti apsaugą nuo streso ir sukelti implanto atsipalaidavimą. Todėl dabartiniai medicininių titano lydinių tyrimai ir plėtra daugiausia grindžiami trečios kartos metastabiliu tipu ir tipu, kurio elastingumo modulis yra artimesnis žmogaus kaulų elastingumo moduliui. Šio tipo titano lydinys taip pat vengia elementų, kurie yra kenksmingi arba jautrūs žmogaus organizmui renkantis legiravimo elementus. Šiuo metu yra sukurta daugiau nei 20 rūšių titano lydinių su mažu tamprumo moduliu, kurių dauguma yra biologiškai suderinami. Pavyzdžiui, 5 klasės titano lakštas, 5 klasės titano plokštė, 5 klasės titano strypas ir kt. Japonija sukūrė ir sukūrė Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr (TNTZ) titano lydinį naudojant d-elektronų lydinio teoriją, o jo tamprumo modulis yra toks mažas kaip 50 GPa, puikus biologinis aktyvumas, fosforo ir kalcio elementų (kalcio fosfato sudedamųjų elementų) galima aptikti paviršiuje, panardinus į imituojamą kūno skystį (SBF); Kinijos mokslų akademijos Metalų tyrimų institutas sukūrė naujo tipo Ti-24Nb-4Zr- 7. 9Sn lydinys (Ti2448), jo tamprumo modulis yra tik 45GPa, stiprumas yra 850 MPa, o dėl apsauginės pasyvavimo plėvelės paviršiaus susidarymo gali būti didesnis atsparumas korozijai. Palaipsniui suradę medicininio titano lydinio implantų medžiagų didelio elastingumo modulio problemos sprendimą, mokslininkai daugiausia dėmesio skyrė titano lydinio poveikiui ląstelių dauginimuisi ir diferenciacijai. Ankstyvoje implantavimo stadijoje dėl prastos Ti ir TiO2 paviršių osseointegracijos galimybės prastai diferencijuos osteoblastai, dėl to aplink implantą susiformuos pluoštinis audinys, dėl kurio implantas atsipalaiduoja ir dėl trinties bei uždegimo atsiranda uždegimas. kitos sąlygos. Kita vertus, subrendę Ti-6Al-4V implantai, naudojami komerciniais tikslais, kūno skysčiuose gali išskirti Al ir V jonus, kurie yra toksiški žmogaus organizmui. Todėl, siekiant padidinti titano lydinio implantų biologinį aktyvumą ir užkirsti kelią toksiškų jonų išsiskyrimui implantuose, titano lydinių paviršiaus modifikavimas tapo medicininių titano lydinių tyrimų tašku. Šiuo metu medicininio titano lydinio paviršius modifikuojamas daugiausia nusodinant suderinamą dangą ant lydinio paviršiaus arba tiesiogiai keičiant paviršiaus struktūrą ir sudėtį, taip pagerinant osseointegracijos gebėjimą, pvz., biologinį suderinamumą, atsparumą korozijai, antibakterines savybes ir ląstelių diferenciaciją. .
Medicininio titano lydinio paviršiaus modifikavimo danga kaulo implantavimui
Tyrimai parodė, kad svarbūs veiksniai, turintys įtakos implantų medžiagų biologiniam suderinamumui ir osseointegracijos gebėjimui, daugiausia apima paviršiaus drėkinamumą, šiurkštumą, sudėtį ir kristalų tipą. Kūno skysčių aplinkoje, kai implanto medžiagos paviršius turi gerą drėgmę, baltymas lengvai adsorbuojamas, o tai labiau skatina ląstelių sukibimą. Be to, specifinė paviršiaus topografija yra palankesnė ląstelių diferenciacijai ir augimui. Kaip svarbus medicininių titano lydinių paviršiaus modifikavimo metodas, tinkamos modifikuotos dangos sukūrimas ant lydinio paviršiaus gali pakoreguoti lydinio paviršiaus struktūrą, paviršiaus sudėtį, drėgmę ir kt., išlaikant lydinio atsparumą korozijai ir mechanines savybes. . Siekiant pagerinti suderinamumą ir osseointegraciją. Šiuo metu įprastos medicininių titano lydinių, skirtų kaulams implantuoti, paviršiaus modifikavimo dangos daugiausia apima hidroksiapatito (HA) dangą, chitozano dangą ir TiO2 nanovamzdelių matricos dangą, tarp kurių TiO2 nanovamzdelių matrica yra originali. su kitomis dangomis, kad būtų pasiektas geresnis funkcionalumas.
1. Hidroksiapatitu padengtas HA, kaip pagrindinis neorganinis žmogaus kaulų komponentas, pasižymi geru biologiniu suderinamumu ir gali atlikti osteokondukciją ir osteoindukciją. Kai HA liečiasi su kūno skysčiais, paviršiaus jonai gali keistis jonais vandeniniame tirpale, o molekulės arba jonai, tokie kaip kolagenas ir baltymai, gali būti adsorbuojami ant jų paviršių, kad susidarytų bioplėvelės ir dangos. Grynas HA turi prastų mechaninių savybių ir nėra labai tinkamas laikančiajai aplinkai, tačiau šią problemą galima išspręsti paruošiant HA dangas ant kitų implantų paviršių mišiniams. HA danga ne tik užtikrina sandarų cheminį ryšį kaulo/implanto sąsajoje, bet ir veikia kaip barjeras tarp kūno skysčių ir metalinių implantų. HA dangos modifikavimo poveikis yra glaudžiai susijęs su jos paruošimo būdu ir paruošimo procesu. Skirtingais metodais paruoštos HA dangos su pagrindu sukibimo stiprumas, kristališkumas ir tankis skiriasi. Sukibimo stiprumas tarp HA dangos ir pagrindo yra vienas iš pagrindinių faktorių, lemiančių modifikavimo efektą. Dėl mažo sukibimo stiprumo modifikacija gali lengvai sugesti, o HA dangos nusilupimas gali sukelti problemų, tokių kaip uždegimas. Atitinkami tyrimai parodė, kad magnetroninio dulkinimo metodu paruoštų HA dangų sukibimo stipris gali siekti 80 MPa, o tai yra didesnis nei dangų, paruoštų karšto izostatinio presavimo, impulsinio nusodinimo lazeriu, plazminio purškimo ir sol-gelio metodu (apie 14, 16). , 25 ir 26 MP). Šiuo metu HA dangoms paruošti dažniausiai naudojamas plazminis purškimas ir elektroforetinis nusodinimas. Elektroforetinis nusodinimas gali padengti sudėtingų formų pagrindus, tačiau jo sukibimo stiprumas yra mažas. Atkaitinus terminiu purškimu paruoštą HA dangą, dangos sukibimo stiprumas žymiai pagerėja, tai yra dėl terminio apdorojimo sumažinto liekamojo įtempio. Be to, titano lydinio paviršiaus šiurkštinimas įvairiais išankstinio apdorojimo metodais, tokiais kaip ėsdinimas elektronų pluoštu, mikrosferinis pūtimas, ėsdinimas rūgštiniu popieriumi ir šlifavimas švitriniu popieriumi arba pereinamojo sluoksnio nusodinimas tarp HA dangos ir titano lydinio pagrindo. HA dangą galima patobulinti. Pačios HA dangos savybės, tokios kaip mikrostruktūra, HA grūdelių dydis ir sukibimo su matrica stiprumas, turi tam tikrą įtaką implantų medžiagų biologiniam suderinamumui. HA dangų kristališkumo skirtumai gali turėti įtakos ląstelių elgsenai, nes mažai kristalinės HA dangos pasižymi mažesniu osteoblastų proliferacijos greičiu, palyginti su labai kristalinėmis HA dangomis. Tyrimo metu nustatyta, kad skirtingo kristališkumo HA nanodangos ir mikrodangos pasižymėjo skirtingomis tirpimo ir nusodinimo savybėmis, o amorfinis HA pasižymėjo dideliu tirpumu in vivo, ir buvo spėliojama, kad ankstyva kaulų formavimosi kinetika buvo susijusi su HA dangų tirpumu. [38]. HA dangos kristalizacijos laipsnis gali būti kontroliuojamas atkaitinant arba nusodinant aukštoje temperatūroje (700–800 laipsnių). Atkaitinimo proceso metu dalis amorfinės dangos paverčiama kristaline danga ir gaunama kristalinė struktūra arba jonų pakaitalai su tam tikru kristališkumo laipsniu. HA danga. Palyginti su sluoksniuota HA danga, smailios struktūros danga yra tanki ir vienoda, o smailios struktūros danga suteikia daugiau sąlyčio su aplinkiniu skysčiu ploto, todėl labiau tinka apatitui nusodinti [39]. HA dangos mikrostruktūrą taip pat galima pakeisti kaitinant ir sukepinant [40]. Dikici ir kt. [41] nustatė, kad HA skyla į trikalcio fosfatą (TCP), kai sukepinamas aukštesnėje nei 1050 laipsnių temperatūroje, o HA visiškai suyra, kai sukepinamas 1400 laipsnių temperatūroje; Sluoksnio poringumas didėja didėjant sukepinimo temperatūrai. Hulbert ir kt. [42] parodė, kad poringos struktūros mažiausias tarpusavyje sujungtų porų dydis turi būti apie 100 μm, kad įaugtų naujas kaulinis audinys ir būtų erdvės skysčių cirkuliacijai, ir jie nustatė, kad mažesnis porų dydis leidžia nepilnai mineralizuoti infiltruojančius audinius. . HA dangai visiškai tanki HA danga nėra palanki ląstelių dauginimuisi ir diferenciacijai, o jos gebėjimas paskatinti kaulų formavimąsi yra ribotas, todėl ji daugiausia naudojama kaip karkasas kaulams formuotis [43]. Palyginti su mikrono dydžio HA, nano dydžio HA turi itin smulkią struktūrą ir didesnį paviršiaus aktyvumą. Nano-HA yra panašus į mineralus, esančius žmogaus kietojo audinio kaulų tekstūroje, ir turi panašias chemines bei kristalografines struktūras, o nano-HA gali geriau pagerinti ląstelių proliferaciją ir diferenciaciją nei mikro-HA [44].
2. Sintetinio HA su legiruoto hidroksiapatito danga stechiometrinis Ca ir P santykis yra 1,67, tačiau bioapatitas yra nestechiometrinio pobūdžio ir susideda iš mažų kristalų, pasižyminčių prastu kristališkumu, ir yra gana gerai tirpsta, palyginti su stechiometriniu HA kiekiu. [45] . Siekiant pagerinti dangų antibakterinius ir diferenciaciją skatinančius gebėjimus, remiantis biologinės HA struktūra, sintetinio HA jonų dopingas yra svarbi paviršiaus modifikavimo tyrimų kryptis. Naudojant jonus su biologinėmis funkcijomis, pvz., Mg2+, Zn2+, Sr2+, Ag+, Zr4+ ir F- kaip priedus, galima pakeisti ne tik stechiometrinį Ca santykį. ir P nusodintame HA, sureguliuokite kristalų struktūrą, pagerinkite dangos stabilumą ir tt Jis gali būti adsorbuojamas ant kristalo paviršiaus, kad būtų pagerintas drėkinimas ir pagerintas biologinis implanto aktyvumas. HA dangų dopingas gali būti skirstomas į vieno elemento dopingą ir kelių elementų dopingą. Iš vieno elemento dopingo Sr elementų dopingas buvo plačiai ištirtas, Sr gali būti naudojamas kaip vaistas osteoporozei gydyti, padidėjus Sr, sumažėja osteoklastų dauginimasis, be to, Sr taip pat gali pagerinti mechanines HA savybes. . Boydas ir kt. nusodino Sr-HA dangą ant silicio paviršiaus magnetrono purškimo metodu. Sr dopingo kiekiui padidėjus nuo 5% iki 13% (masės dalis), palaipsniui didėjo dangos paviršiaus šiurkštumas, o tai pagerino ląstelių atsparumą. sukibimo. F- gali padaryti ląstelių prisirišimą palankią generuodamas mažesnį paviršiaus potencialą, kita vertus, eksperimentai rodo, kad F- dopingas padidina HA atsparumą tirpumui. Mg2+ įmaišymas į HA struktūrą gali žymiai padidinti specifinį dangos paviršiaus plotą, o Mg turi tam tikrą slopinamąjį poveikį HA kristalizacijai, o tai yra naudinga kitai biologiškai suderinamai medžiagai – trikalcio fosfatui ( -TCP) fazė. . Kelių jonų derinimas gali sujungti vieno jono dopingo privalumus, o kelių elementų bendro legiravimo sinerginis poveikis yra akivaizdesnis. Todėl, siekiant pagerinti HA dangos veikimą, ji paprastai yra legiruojama keliais jonais. Samani ir kt. paruošė Zn/Ag bendrai legiruotas HA dangas sol-gelio metodu ir nustatė, kad 1,5 %Zn-0. 6 % Ag (masės dalis) kartu legiruoto mėginio buvo mažiausias iš visų kartu legiruotų mėginių. Bendrai legiruotų mėginių antibakteriniai rezultatai buvo geresni nei 2,5 % vienkartinio Zn legiruoto HA ir 1,5 % Ag vienkartinio legiruoto HA. Qiao ir kt. paruoštos Si-Sr-Ag kartu legiruotos HA/TiO2 dangos elektrodepozicijos būdu. Dopingo Sr ir Si jonai padidino su osteogeneze susijusių genų ekspresijos lygius ir sėkmingai neutralizavo galimą Ag jonų citotoksiškumą. . Bendrai legiruotų dangų biologinės savybės yra pranašesnės už HA ir Ag-HA dangų, jų antibakterinis efektyvumas yra panašus į Ag-HA dangų, o specifinis didelis Si ir Sr jonų kiekis gali paskatinti gerą proliferaciją ir regeneraciją. ląstelių ir kaulinio audinio, gerina ląstelių sukibimą. Si turintis HA turi didesnį absorbcijos greitį ir turi daug aktyvių grupių, skatinančių osteoblastų prisijungimą. Zhang ir kt. paruoštos SiC nanodalelėmis sustiprintos Na ir F kartu legiruotos HA dangos elektrocheminiu nusodinimu. Ca2+ HA pakeitimas Na+ gali paskatinti ląstelių prisitvirtinimą ir kaulų metabolizmą; OH- pakeitimas HA F- gali padidinti struktūrinį stabilumą. Todėl HA danga kartu su Na ir F gali pasižymėti puikiomis biologinėmis savybėmis. Daugybė tyrimų parodė, kad jonais legiruoto HA antibakterinis poveikis labai priklauso nuo dopingo elemento koncentracijos ir paties legiruojančios medžiagos savybių [30]. Antibakterinis ir osseointegruojantis poveikis. Šiuo metu yra nedaug literatūros, susijusios su plazmos dopingu retųjų žemių elementais, tokiais kaip La, Ce, Nd, Gd. La3+ legiruota HA danga pasižymi mažu tirpumu ir pagerintomis mechaninėmis savybėmis[55]; siekiant pagerinti HA dangos antibakterinį ir atsparumą dilimui, Aditi et al.[56] panaudota plazminio purškimo technologija titano lydinio HA dangoje. Pridėjus CeO2, Ag ir anglies nanovamzdelių, buvo nustatyta, kad dangos nusidėvėjimo pastovumas ir šlyties įtempis labai sumažėjo, o antibakterinė savybė buvo gera.
3. Chitozano danga Be biokeramikos, tokios kaip HA, kurios naudojamos kaip titano lydinio implantų paviršiaus danga, chitozanas, kaip natūralus organinis junginys, pasižymi geru biologiniu suderinamumu, antibakterinėmis ir antiląstelinėmis savybėmis. Platinimo ir diferenciacijos skatinimas taip pat dažnai naudojamas kaip paviršiaus modifikavimo danga titano lydinio implantams. Chitozanas taip pat pasižymi geromis adsorbcijos savybėmis, gali būti biologiškai skaidomas in vivo, neturi toksinio poveikio ir gali būti derinamas su kitomis medžiagomis, tokiomis kaip HA, kaip vaisto nešiklis. Kontroliuojant chitozano dangos storį, galima reguliuoti vietinę vaisto koncentraciją, kad būtų galima gydyti pooperacinę infekciją, uždegimą ir pasiekti geresnę implanto osseointegraciją. Chitozanas gali sąveikauti su neigiamo krūvio bakterijų ląstelėmis, kad pasiektų antibakterinį poveikį ir sumažintų implanto gedimo riziką. Nors jo antibakterinis aktyvumas yra šiek tiek mažesnis nei kai kurių metalų jonų, jis yra saugesnis žmogaus organizmui. Chitozano antibakterinis mechanizmas daugiausia yra jo funkcinių grupių (amino grupių) ir teigiamų elektrinių savybių panaudojimas reaguojant su bakterijų membranomis ir slopinant bakterijų augimą. Skirtingos molekulinės masės chitozano antibakterinės savybės nėra vienodos. Didelės molekulinės masės chitozanas. Zheng Lianying ir kt. nustatė, kad kai chitozano molekulinė masė yra mažesnė nei 300 000, jo antibakterinis poveikis Escherichia coli ir Staphylococcus aureus yra priešingas molekulinės masės pokyčiui. susilpnėjimą. Kiroshka ir kt. ištyrė chitozano-chitino nanodangų poveikį žiurkių osteocitams ir nustatė, kad tiek dangos poringumas, tiek porų dydžio pasiskirstymas buvo susiję su chitozano molekuline mase, o molekulinė masė taip pat paveikė ląstelių augimo ir dauginimosi skeleto struktūrą; Jų tyrime chitozano danga, kurios vidutinė molekulinė masė (MW) yra 160 000, turėjo didelį poringumą, mažą brinkimo greitį ir geresnę ląstelių difuziją. Didelis kiekis -OH chitozano dangoje, kuri yra teigiamai įkrauta, gali pagreitinti PO4 3- nusėdimą, todėl in vivo gali sukelti HA susidarymą, substrato hidrofiliškumą po skiepijimo. patobulinta chitozano danga, o SBF po biomimetinio nusodinimo dangos gali susidaryti pilnas HA, o neskiepyto mėginio nusodinimo kiekis (titano mėginys) labai skiriasi. Kadangi chitozanui sunku sudaryti cheminius ryšius su implantais, siekdami pagerinti jo sukibimą su titano lydinių paviršiumi, mokslininkai atliko tolesnį tyrimą. Egemen ir kt. elektroforetiškai nusodintas chitozanas ant smėlio srove apdoroto Ti-6Al-4V. Tyrimo metu nustatyta, kad substrato morfologija po smėliasrovės paveikė chitozano dangos šiurkštumą; apimties padidėjimas. Jugowiec ir kt. į chitozano koloidus pridėjo HA nanomiltelių ir nanodalelių ir elektroforetiškai nusodino juos ant Ti-13Nb-13Zr lydinio paviršiaus. Tyrimas parodė, kad pridėjus nanodalelių, nusodinto chitozano storis buvo storesnis, o tai skyrėsi nuo titano pagrindu pagamintų medžiagų. Sukibimo stiprumas yra geresnis, pagerėja medžiagos atsparumas korozijai ir biologinis suderinamumas. Zhang ir kt. titano paviršių apdorojo šarmu, o po to paeiliui panardino į natrio heparino ir karboksimetilchitozano tirpalą. Dėl didelio kiekio -OH ant titano paviršiaus po apdorojimo šarmais, jo šiurkštus paviršius gali būti glaudžiai derinamas su chitozanu. Mėginys pasižymi puikiu hidrofiliškumu, kai vandens sąlyčio kampas yra tik 8 laipsniai. Nors chitozano danga pasižymi geru biologiniu suderinamumu, jos mechaninės savybės yra gana prastos, o chitozano mechaninių savybių trūkumų užpildymas yra jos vystymosi raktas.
4. TiO2 nanovamzdelių matricų augimas in situ ant titano lydinių paviršiaus TiO2 nanovamzdelių struktūra gali užkirsti kelią metalo jonų (pvz., Al, V ir kt.) išsiskyrimui, palengvinti implantavimo reakciją ir parodyti didesnį atsparumą korozijai nei TiO2. birios medžiagos ir biologinis suderinamumas. Todėl TiO2 nanovamzdelių matricų dangų sintezė ant titano lydinių paviršiaus tapo dar viena veiksminga priemone pagerinti jų medicinines savybes. Anodavimas dažnai naudojamas ruošiant TiO2 nanovamzdelių matricas ant titano pagrindu pagamintų medžiagų paviršiaus, taip suformuojant TiO2 dangą, kurios struktūra panaši į kaulą. reglamentas. Anodavimo metodu paruoštos TiO2 nanovamzdelių matricos yra amorfinės būsenos. Po atkaitinimo masyvas gali būti transformuotas iš amorfinės būsenos į anatazės fazę arba rutilo fazę. Po atkaitinimo 300–500 laipsnių temperatūroje paprastai būna anatazės fazė, o atkaitinimas 600 laipsnių, tada palaipsniui virsta rutilo faze. Padidėjęs paviršiaus kristališkumas sumažina atkaitintų mėginių sąlyčio su vandeniu kampą, o tai leidžia nanovamzdelių matricoms turėti didelį paviršiaus drėkinimą, o tai palengvina baltymų adsorbciją ir ląstelių sukibimą, o nanovamzdelių ir kristalų struktūros sinerginis poveikis pagreitina HA skaidymą. nusėdimas. Tyrimai parodė, kad anatazės fazė geriau skatina ląstelių diferenciaciją arba ląstelių proliferaciją nei rutilo fazė, o HA yra lengviau nusodinti ant anatazės fazės. Be to, Yu ir kt. nustatė, kad santykinai mažo skersmens TiO2 nanovamzdeliai yra palankesni osteoblastų sukibimui ir dauginimuisi; o santykinai didelio skersmens TiO2 nanovamzdeliai pasižymi geresne osteogenine diferenciacija, o dideli nanovamzdeliai gali būti naudojami ląstelių modeliavimui. Geresnis osteogeninis potencialas po gydymo oksidaciniu stresu. Kai anodavimo įtampa kinta tam tikrame diapazone, nanovamzdelių ilgis ir skersmuo didėja didėjant įtampai; ilgėjant oksidacijos laikui, didėja bandinio paviršiaus šiurkštumas, mažėja ir kontakto su vandeniu kampas. Ti-6Al-4V lydinys yra gana plačiai naudojama biomedicininė medžiaga, kurią sudaro + fazė. Anodavimo proceso metu dviejų fazių tirpimo greitis skiriasi, o nanovamzdelių vamzdžio ilgis skiriasi skirtinguose fazių regionuose. Mansoorianfar ir kt.[75] sėkmingai pagamintos TiO2 nanovamzdelių matricos, turinčios gerą vienodumą ant Ti-6Al-4V lydinio antrinės anodinės oksidacijos būdu, esant 50–75 V įtampai. Nanovamzdelių morfologija parodyta 1 paveiksle. Vidutinis vamzdžio ilgis ir vamzdžio skersmuo didėjo didėjant įtampai. Nustatyta, kad mėginiai, paruošti esant 60 V įtampai, parodė geriausią ląstelių gyvybingumą, o 2 paveiksle parodyta kiekviename mėginyje kultivuotų MG63 kaulų čiulpų stromos ląstelių difeniltetraoksazolo bromido (MTT) analizė. TiO2 nanovamzdelių matricos sluoksnių paruošimas ant biotitano lydinių su mažu tamprumo moduliu ne tik užtikrina mechanines implantų medžiagų savybes, bet ir pagerina jų biologinį suderinamumą. Li ir kt. [76] paruošti TiO2 nanovamzdelių matricos sluoksniai ant Ti-24Nb-4Zr-7.9Sn(Ti2448) titano lydinio, nanovamzdelio-Ti2448 (NTi2448) paviršiaus, lyginant su grynu Ti, nanovamzdeliu -Ti(NT) ir Ti2448, parodė didesnį drėgmę, atsparumą korozijai, citokompatibilumas ir osseointegracijos gebėjimas. Dėl mažo tamprumo modulio titano lydinio pridėjus Nb, Zr ir kitų elementų, po anodavimo susidariusi oksido plėvelė pagerina jos atsparumą korozijai. Be to, pridėjus legiruojančių elementų, nanovamzdelių matricos eiliškumas sumažėja, o vamzdžio skersmuo skiriasi. , ir tyrimai taip pat parodė, kad žemo laipsnio matricos yra geriau suderinamos. Šiuo metu titano pagrindu pagamintų medžiagų paviršiaus modifikavimas anodinės oksidacijos būdu daugiausia skirtas gryno titano ir Ti-6Al-4V lydinio tyrimams. Tyrėjai ištyrė morfologiją, sudėtį, ryšį tarp kristalų struktūros ir tt ir paviršiaus šiurkštumo, drėkinimo, ląstelių proliferacijos ir diferenciacijos. Tačiau mažai dėmesio buvo skirta naujų medicininių titano lydinių legiravimo elementų poveikiui anodavimo būdu paruoštų nanovamzdelių matricų dangų morfologijai.
5. Paviršiaus modifikavimas, pagrįstas TiO2 nanovamzdelių matricos danga Titano lydinių paviršiaus modifikavimui tyrėjai dažnai integruoja įvairias technines priemones, skirtas projektuoti pagal specifinius reikalavimus. Kelių modifikavimo metodų derinys labai integruoja kiekvieno modifikavimo metodo privalumus, o modifikavimo efektas taip pat nuolat optimizuojamas.
Siekiant pagerinti implantų atsparumą dilimui, anksčiau buvo naudojamas magnetroninis purškimas ir kiti metodai ruošiant TiN sluoksnius ant implantų paviršiaus, tačiau remiantis TiO2 nanovamzdeliais, TiN nanovamzdelių matricos dangas galima gauti nuolat redukuojant ir nitridinant TiO2. nanovamzdeliai. , kuris ne tik užtikrina, kad porėta struktūra atitiktų biologinio suderinamumo reikalavimus, bet ir pagerina jos atsparumą dilimui. TiO2 nanovamzdelių matrica turi didelį specifinį paviršiaus plotą, o naudojant TiO2 nanovamzdelių matricą kaip pereinamąjį sluoksnį, galima padidinti HA dangos sukibimo stiprumą ir pagerinti HA dangos nusėdimo kiekį. Lin ir kt. vakuuminio kalcifikacijos ir hidroterminio apdorojimo būdu nanovamzdelių paviršiuje susidarė kalcio titanatas (CaTiO3), kuris suteikė HA branduolių susidarymo vietas ir realizavo cheminį ryšį tarp nanoskalės HA dangos ir TiO2 matricos. Fathyunes ir kt. naudojo ultragarsinį elektrodepoziciją, kad paruoštų grafeno oksido-HA dangą ant TiO2 nanovamzdelių. Grafenas pagerina HA dangos mechanines savybes, o pats grafenas yra biologiškai suderinamas. Ankstesni tyrimai parodė, kad grafenas gali sukelti kamieninių ląstelių diferenciaciją ir stimuliuoti osteoblastus. TiO2 nanovamzdelių matricos danga taip pat turi unikalių pranašumų įkeliant jonus ir lėtai atpalaiduojančius vaistus. Šiuo metu TiO2 nanovamzdelių matricos danga pradėta naudoti kaip porėtos struktūros danga, skirta įkrauti jonus arba antibakterinius ir priešuždegiminius vaistus, o keičiant temperatūrą, pH ir kitas sąlygas pasiekia protingo vaistų išsiskyrimo vaidmenį. Ag, Cu, Sr plazmonai, įkelti į TiO2 nanovamzdelių matricas, gali būti naudojami kaip ilgalaikio ir lėto atpalaidavimo antimikrobinės medžiagos gyvuose organizmuose. Chen Yi ir kt. [84] naudojo magnetroninį purškimą, kad paruoštų plonas TiAg plėveles, tada naudojo anodavimą, kad paruoštų Ag pakrautas TiO2 nanovamzdelių matricas, o tada naudojo hidroterminį metodą SrTiO3 įkėlimui. Jonais pakrauti mėginiai vis dar veikė gerai po 60 d. Geros antibakterinės ir osteoindukcinės savybės. Be to, TiO2 nanovamzdeliai dažnai naudojami kaip antibakterinių vaistų talpyklos, kad būtų pasiektas protingas ilgalaikis vaistų atpalaidavimo efektas, tačiau vaistų išsiskyrimo greičio kontrolė kontroliuojant nanovamzdelių ilgį ir skersmenį turi tam tikrų apribojimų, todėl jis dažnai naudojamas. vaistų prikrautuose nanovamzdiuose. Vamzdžių masyvas yra įkapsuliuotas su biopolimeru, kad būtų išvengta vaisto išsiskyrimo. Zhong ir kt. padengta polimetakrilo rūgštimi ant norfloksacino pripildytų TiO2 nanovamzdelių matricų, kurių išsiskyrimas buvo nedidelis (34, 4%) ir ilgesnis ilgalaikio išsiskyrimo laikas. Metodas, kurį pasiūlė Aw ir kt. naudojant nanovamzdelius, užpildytus vaistiniais preparatais užpildytomis polimerinėmis micelėmis, ir padengus TiO2 nanovamzdelių paviršių biopolimerinėmis dangomis, tokiomis kaip chitozanas, taip pat pagerėjo TiO2 nanovamzdelių antibakterinės ir priešuždegiminės funkcijos. Kita vertus, kai kurie tyrėjai pagerino vaisto pakrovimą ir išsiskyrimo greitį, pakeisdami nanovamzdelio sienelės šiurkštumą, o tai vienodai taikoma ir hidrofiliniams, ir hidrofobiniams vaistams [88]. Remiantis dabartinių TiO2 nanovamzdelių matricų dangų modifikavimo efektu, tikimasi, kad TiO2 nanovamzdelių matricos dangų paruošimas ant titano lydinio implantų paviršiaus ateityje taps pagrindiniu žingsniu modifikuojant medicininius titano lydinius.
