Forschungsfortschritte bei der Oberflächenmodifikationsbeschichtung von medizinischen Titanlegierungen für die Knochenimplantation

Ein Überblick über die Entwicklung medizinischer Titanlegierungen

In den 194{14}er Jahren begann reines Titan als biologisches Material Beachtung zu finden. Nachdem Branemark in den 1960er Jahren reines Titan als Material für orale Implantate verwendet hatte, begann reines Titan Edelstahl und CoCr-Legierungen als biologische Implantatmaterialien teilweise zu ersetzen. Gleichzeitig wurden auch medizinische Titanlegierungen erforscht und entwickelt. Mit der Vertiefung der Forschung haben sich Titanlegierungen schrittweise von Titanlegierungen der ersten Generation zu Titanlegierungen der zweiten Generation vom + --Typ mit besserer Korrosionsbeständigkeit und Festigkeit entwickelt. Die repräsentativen Legierungen sind Ti-6Al-4V, Ti -5Al-2.5Fe, Ti-6Al-7Nb. Allerdings ist der Elastizitätsmodul der Titanlegierung der zweiten Generation im Vergleich zum Elastizitätsmodul des menschlichen Knochens immer noch relativ hoch (0,2 ~ 32 GPa). Die Aufnahme von aufgenommenem Material kann zu Knochenschwund führen, eine Stressabschirmung erzeugen und zur Lockerung des Implantats führen. Daher basiert die aktuelle Forschung und Entwicklung medizinischer Titanlegierungen hauptsächlich auf dem metastabilen Typ und Typ der dritten Generation, dessen Elastizitätsmodul näher am menschlichen Knochen liegt. Bei dieser Art von Titanlegierung wird bei der Auswahl der Legierungselemente zudem auf für den menschlichen Körper schädliche oder sensibilisierende Elemente verzichtet. Derzeit wurden mehr als 20 Arten von Titanlegierungen mit niedrigem Elastizitätsmodul entwickelt, von denen die meisten biokompatibel sind. Zum Beispiel Titanblech der Güteklasse 5, Titanplatte der Güteklasse 5, Titanbarren der Güteklasse 5 usw. Japan hat die Titanlegierung Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr (TNTZ) entworfen und entwickelt Unter Verwendung der D-Elektronen-Legierungstheorie und einem Elastizitätsmodul von nur 50 GPa können nach dem Eintauchen in simulierte Körperflüssigkeit hervorragende biologische Aktivitäten, Phosphor- und Kalziumelemente (Bestandteile von Kalziumphosphat) auf der Oberfläche nachgewiesen werden (SBF); Das Institut für Metallforschung der Chinesischen Akademie der Wissenschaften hat eine neue Art von Ti-24Nb-4Zr- 7 entwickelt. 9Sn-Legierung (Ti2448), ihr Elastizitätsmodul beträgt nur 45 GPa, ihre Festigkeit beträgt 850 MPa und die Bildung eines schützenden Passivierungsfilms auf der Oberfläche kann zu einer höheren Korrosionsbeständigkeit führen. Nachdem nach und nach eine Lösung für das Problem des hohen Elastizitätsmoduls medizinischer Implantatmaterialien aus Titanlegierungen gefunden wurde, konzentrierten sich die Forscher auf die Wirkung von Titanlegierungen auf die Zellproliferation und -differenzierung. Im frühen Stadium der Implantation führt die schlechte Osseointegrationsfähigkeit der Ti- und TiO2-Oberflächen zu einer schlechten Differenzierung der Osteoblasten, was zur Bildung von faserigem Gewebe um das Implantat herum führt, was wiederum dazu führt, dass sich das Implantat lockert und durch Reibung Entzündungen verursacht andere Bedingungen. Andererseits neigen die ausgereiften Ti-6Al-4V-Implantate in kommerziellen Anwendungen dazu, Al- und V-Ionen in Körperflüssigkeiten freizusetzen, die für den menschlichen Körper toxisch sind. Um die biologische Aktivität von Implantaten aus Titanlegierungen zu erhöhen und die Freisetzung toxischer Ionen in den Implantaten zu verhindern, ist die Oberflächenmodifikation von Titanlegierungen daher zu einem Forschungsschwerpunkt für medizinische Titanlegierungen geworden. Gegenwärtig erfolgt die Oberflächenmodifikation medizinischer Titanlegierungen hauptsächlich durch die Ablagerung einer kompatiblen Beschichtung auf der Oberfläche der Legierung oder durch direkte Änderung der Oberflächenstruktur und -zusammensetzung, wodurch die Osseointegrationsfähigkeit wie Biokompatibilität, Korrosionsbeständigkeit, antibakterielle Eigenschaften und Zelldifferenzierung verbessert wird .

Oberflächenmodifizierungsbeschichtung einer medizinischen Titanlegierung für die Knochenimplantation

Studien haben gezeigt, dass die wichtigsten Faktoren, die die Biokompatibilität und Osseointegrationsfähigkeit von Implantatmaterialien beeinflussen, hauptsächlich Oberflächenbenetzbarkeit, Rauheit, Zusammensetzung und Kristalltyp umfassen. Wenn die Oberfläche des Implantatmaterials in der Körperflüssigkeitsumgebung eine gute Benetzbarkeit aufweist, wird das Protein leicht adsorbiert, was die Zelladhäsion begünstigt. Darüber hinaus begünstigt die spezifische Oberflächentopographie die Zelldifferenzierung und das Zellwachstum. Als wichtige Methode zur Oberflächenmodifizierung medizinischer Titanlegierungen kann der Aufbau einer geeigneten modifizierten Beschichtung auf der Oberfläche der Legierung die Oberflächenstruktur, Oberflächenzusammensetzung, Benetzbarkeit usw. der Legierung anpassen und gleichzeitig die Korrosionsbeständigkeit und die mechanischen Eigenschaften der Legierung beibehalten . Um eine Verbesserung der Kompatibilität und Osseointegration zu erreichen. Derzeit umfassen die gängigen Oberflächenmodifikationsbeschichtungen von medizinischen Titanlegierungen für die Knochenimplantation hauptsächlich Hydroxylapatit (HA)-Beschichtungen, Chitosan-Beschichtungen und TiO2-Nanoröhren-Array-Beschichtungen, wobei TiO2-Nanoröhren-Arrays die ursprünglichen selbstgewachsenen porösen Strukturbeschichtungen sind, die oft kombiniert werden können mit anderen Beschichtungen, um eine bessere Funktionalität zu erreichen.

1. Mit Hydroxylapatit beschichtetes HA weist als wichtigster anorganischer Bestandteil menschlicher Knochen eine gute Biokompatibilität auf und kann eine Rolle bei der Osteokonduktion und Osteoinduktion spielen. Wenn HA mit Körperflüssigkeiten in Kontakt kommt, können Oberflächenionen mit Ionen in der wässrigen Lösung ausgetauscht werden und Moleküle oder Ionen wie Kollagen und Proteine ​​können auf ihren Oberflächen adsorbiert werden, um Biofilme und Beschichtungen zu erzeugen. Reines HA hat schlechte mechanische Eigenschaften und ist für lasttragende Umgebungen nicht sehr geeignet. Dieses Problem kann jedoch gelöst werden, indem HA-Beschichtungen auf anderen Implantatoberflächen zum Compoundieren vorbereitet werden. Die HA-Beschichtung ermöglicht nicht nur eine feste chemische Bindung an der Knochen-Implantat-Grenzfläche, sondern fungiert auch als Barriere zwischen Körperflüssigkeiten und Metallimplantaten. Der Modifikationseffekt der HA-Beschichtung hängt eng mit der Herstellungsmethode und dem Herstellungsprozess zusammen. Es gibt Unterschiede in der Haftfestigkeit, Kristallinität und Dichte der mit verschiedenen Methoden hergestellten HA-Beschichtung mit dem Substrat. Die Haftfestigkeit zwischen der HA-Beschichtung und dem Untergrund ist einer der Schlüsselfaktoren für die Modifizierungswirkung. Eine geringe Bindungsstärke kann leicht zum Scheitern der Modifikation führen und das Abblättern der HA-Beschichtung kann zu Problemen wie Entzündungen führen. Relevante Studien haben gezeigt, dass die Haftfestigkeit von HA-Beschichtungen, die durch das Magnetron-Sputterverfahren hergestellt wurden, 80 MPa erreichen kann, was höher ist als die von Beschichtungen, die durch heißisostatisches Pressen, gepulste Laserabscheidung, Plasmaspritzen und Sol-Gel-Verfahren hergestellt wurden (ungefähr 14, 16). , 25 und 26MP). Zur Herstellung von HA-Beschichtungen werden derzeit üblicherweise Plasmaspritzen und elektrophoretische Abscheidung eingesetzt. Durch elektrophoretische Abscheidung können Substrate mit komplexen Formen beschichtet werden, die Haftfestigkeit ist jedoch gering. Nach dem Glühen der durch thermisches Spritzen hergestellten HA-Beschichtung wird die Haftfestigkeit der Beschichtung deutlich verbessert, was auf die Reduzierung der Eigenspannung durch die Wärmebehandlung zurückzuführen ist. Darüber hinaus wird die Haftfestigkeit durch das Aufrauen der Oberfläche der Titanlegierung durch verschiedene Vorbehandlungstechniken wie Elektronenstrahlätzen, Mikrokugelstrahlen, Säureätzen und Sandpapierschleifen oder das Aufbringen einer Übergangsschicht zwischen der HA-Beschichtung und dem Titanlegierungssubstrat verbessert die HA-Beschichtung kann verbessert werden. Die Eigenschaften der HA-Beschichtung selbst, wie Mikrostruktur, HA-Korngröße und Bindungsstärke mit der Matrix, haben alle einen gewissen Einfluss auf die Biokompatibilität von Implantatmaterialien. Unterschiede in der Kristallinität von HA-Beschichtungen können sich auf das Zellverhalten auswirken, wobei niedrigkristalline HA-Beschichtungen im Vergleich zu hochkristallinen HA-Beschichtungen geringere Osteoblastenproliferationsraten aufweisen. Die Studie ergab, dass HA-Nanobeschichtungen und Mikrobeschichtungen mit unterschiedlicher Kristallinität unterschiedliche Auflösungs- und Wiederausfällungseigenschaften zeigten und amorphes HA in vivo eine hohe Löslichkeit aufwies, und es wurde spekuliert, dass die frühe Knochenbildungskinetik mit der Löslichkeit von HA-Beschichtungen zusammenhängt. [38]. Der Kristallisationsgrad der HA-Beschichtung kann durch Glühen oder Abscheiden bei hoher Temperatur (700–800 Grad) gesteuert werden. Der Glühprozess wandelt einen Teil der amorphen Beschichtung in eine kristalline Beschichtung um und erhält eine kristalline Struktur oder Ionensubstitution mit einem bestimmten Kristallinitätsgrad. HA-Beschichtung. Im Vergleich zur flockigen HA-Beschichtung ist die Beschichtung mit nadelförmiger Struktur dicht und gleichmäßig, und die Beschichtung mit nadelförmiger Struktur bietet eine größere Kontaktfläche mit der umgebenden Flüssigkeit, sodass sie besser für die Ablagerung von Apatit geeignet ist [39]. Die Mikrostruktur der HA-Beschichtung kann auch durch Erhitzen und Sintern verändert werden [40]. Dikici et al. [41] fanden heraus, dass HA beim Sintern über 1050 Grad in Tricalciumphosphat (TCP) zerfällt und HA beim Sintern bei 1400 Grad vollständig zerfällt; Die Porosität der Schicht nimmt mit steigender Sintertemperatur zu. Hulbert et al. [42] zeigten, dass die poröse Struktur eine Mindestgröße der miteinander verbundenen Poren von etwa 100 μm aufweisen muss, damit neues Knochengewebe einwachsen kann und Platz für die Flüssigkeitszirkulation geschaffen wird. Sie fanden heraus, dass die kleinere Porengröße eine unvollständige Mineralisierung des infiltrierenden Gewebes ermöglicht . Bei der HA-Beschichtung ist eine vollständig dichte HA-Beschichtung der Zellproliferation und -differenzierung nicht förderlich und ihre Fähigkeit, die Knochenbildung zu induzieren, ist begrenzt und sie wird hauptsächlich als Gerüst für die Knochenbildung verwendet [43]. Im Vergleich zu HA in Mikrometergröße weist HA in Nanogröße eine ultrafeine Struktur und eine höhere Oberflächenaktivität auf. Nano-HA ähnelt Mineralien, die in der Knochenstruktur des menschlichen Hartgewebes vorkommen, und weist ähnliche chemische und kristallografische Strukturen auf. Nano-HA ist besser in der Lage, die Zellproliferation und -differenzierung zu verbessern als Mikro-HA [44].

2. Das stöchiometrische Verhältnis von Ca und P für synthetisches HA mit dotierter Hydroxylapatitbeschichtung beträgt 1,67, Bioapatit ist jedoch nicht stöchiometrischer Natur und besteht aus kleinen Kristallen mit schlechter Kristallinität und weist im Verhältnis zur stöchiometrischen Menge an HA eine relativ hohe Löslichkeit auf [45] . Um die antibakteriellen und differenzierungsinduzierenden Fähigkeiten von Beschichtungen basierend auf der Struktur biologischer HA zu verbessern, ist die Ionendotierung synthetischer HA eine wichtige Forschungsrichtung der Oberflächenmodifikation. Die Verwendung von Ionen mit biologischen Funktionen wie Mg2+, Zn2+, Sr2+, Ag+, Zr4+ und F- als Dotierstoffe kann nicht nur das stöchiometrische Verhältnis von Ca verändern und P im abgeschiedenen HA, passen die Kristallstruktur an, verbessern die Beschichtungsstabilität usw. Es kann auf der Oberfläche des Kristalls adsorbiert werden, um die Benetzbarkeit zu verbessern und den Effekt einer Verbesserung der biologischen Aktivität des Implantats zu erzielen. Die Dotierung von HA-Beschichtungen kann in Einzelelementdotierung und Multielementdotierung unterteilt werden. Unter den Einzelelementdotierungen wurde die Sr-Elementdotierung umfassend untersucht. Sr kann als Arzneimittel zur Behandlung von Osteoporose eingesetzt werden. Mit der Erhöhung von Sr wird die Proliferation von Osteoklasten verringert. Darüber hinaus kann Sr auch die mechanischen Eigenschaften von HA verbessern . Boyd et al. Die Sr-HA-Beschichtung wurde mithilfe der Magnetron-Sputtermethode auf der Siliziumoberfläche abgeschieden. Mit zunehmender Sr-Dotierungsmenge von 5 % auf 13 % (Massenanteil) nahm die Oberflächenrauheit der Beschichtung allmählich zu, was den Zellwiderstand verbesserte. der Adhäsion. F- kann die Zellanhaftung begünstigen, indem es ein niedrigeres Oberflächenpotential erzeugt. Andererseits zeigen Experimente, dass die Dotierung von F- den Löslichkeitswiderstand von HA erhöht. Die Dotierung der HA-Struktur mit Mg2+ kann die spezifische Oberfläche der Beschichtung erheblich vergrößern, und Mg hat eine gewisse hemmende Wirkung auf die Kristallisation von HA, was sich positiv auf die Bildung einer anderen biokompatiblen Substanz, -Tricalciumphosphat ( -TCP)-Phase. . Durch die gleichzeitige Dotierung mehrerer Ionen können die Vorteile der Einzelionendotierung kombiniert werden, und der synergistische Effekt der gleichzeitigen Dotierung mehrerer Elemente ist offensichtlicher. Um die Leistung der HA-Beschichtung zu verbessern, wird sie daher normalerweise mit mehreren Ionen co-dotiert. Samani et al. stellten mit Zn/Ag codotierte HA-Beschichtungen mittels Sol-Gel-Methode her und fanden heraus, dass 1,5 % Zn-0. Die mit 6 % Ag (Massenanteil) co-dotierte Probe hatte die kleinste co-dotierte Probe unter allen co-dotierten Proben. Die co-dotierten Proben zeigten bessere antibakterielle Ergebnisse als einfach dotiertes HA mit 2,5 % Zn und einfach dotiertes HA mit 1,5 % Ag. Qiao et al. stellten Si-Sr-Ag-codotierte HA/TiO2-Beschichtungen durch Elektroabscheidung her. Die Dotierung mit Sr- und Si-Ionen erhöhte die Expressionsniveaus osteogenesebezogener Gene und wirkte erfolgreich der potenziellen Zytotoxizität von Ag-Ionen entgegen. . Die biologischen Eigenschaften der co-dotierten Beschichtungen sind denen von HA- und Ag-HA-Beschichtungen überlegen, ihre antibakterielle Wirksamkeit ist mit der von Ag-HA-Beschichtungen vergleichbar und der spezifisch hohe Gehalt an Si- und Sr-Ionen kann eine gute Proliferation und Regeneration fördern von Zellen und Knochengewebe, verbessert die Zelladhäsion. Si-haltiges HA hat eine höhere Absorptionsrate und verfügt über eine große Anzahl aktiver Gruppen, die die Anlagerung von Osteoblasten fördern. Zhang et al. stellten durch elektrochemische Abscheidung SiC-Nanopartikel-verstärkte Na- und F-codotierte HA-Beschichtungen her. Der Ersatz von Ca2+ in HA durch Na+ kann die Zellanhaftung und den Knochenstoffwechsel fördern; Der Ersatz von OH- in HA durch F- kann die strukturelle Stabilität erhöhen. Daher kann die mit Na und F codotierte HA-Beschichtung hervorragende biologische Eigenschaften aufweisen. Zahlreiche Studien haben gezeigt, dass die antibakterielle Wirkung von ionendotiertem HA in hohem Maße von der Konzentration des Dotierelements und den Eigenschaften des Dotierstoffs selbst abhängt [30]. Antibakterielle und osseointegrierende Wirkung. Derzeit gibt es nur wenige Literaturstellen zur Plasmadotierung mit Seltenerdelementen wie La, Ce, Nd, Gd. Mit La3+ dotierte HA-Beschichtung weist eine geringe Löslichkeit und verbesserte mechanische Eigenschaften auf[55]; Um die antibakterielle und Verschleißfestigkeit der HA-Beschichtung zu verbessern, haben Aditi et al.[56] Verwendete Plasmaspritztechnologie in der Titanlegierung HA-Beschichtung. Bei der Zugabe von CeO2, Ag und Kohlenstoffnanoröhren wurde festgestellt, dass die Verschleißkonstante und die Scherspannung der Beschichtung stark reduziert wurden und die antibakteriellen Eigenschaften gut waren.

3. Chitosan-Beschichtung Neben Biokeramiken wie HA, die als Oberflächenbeschichtung von Implantaten aus Titanlegierungen verwendet werden, weist Chitosan als natürliche organische Verbindung eine gute Biokompatibilität, antibakterielle Eigenschaften und antizelluläre Eigenschaften auf. Die Förderung der Proliferation und Differenzierung wird häufig auch als Oberflächenmodifikationsbeschichtung für Implantate aus Titanlegierungen verwendet. Chitosan verfügt außerdem über gute Adsorptionseigenschaften, kann in vivo biologisch abgebaut werden, hat keine toxische Wirkung und kann mit anderen Substanzen wie HA als Wirkstoffträger vermischt werden. Durch die Kontrolle der Dicke der Chitosan-Beschichtung kann die lokale Konzentration des Arzneimittels reguliert werden, um postoperative Infektionen und Entzündungen zu behandeln und eine bessere Osseointegration des Implantats zu erreichen. Chitosan kann mit negativ geladenen Bakterienzellen interagieren, um eine antibakterielle Wirkung zu erzielen und das Risiko eines Implantatversagens zu verringern. Obwohl seine antibakterielle Wirkung etwas geringer ist als die einiger Metallionen, ist es für den menschlichen Körper sicherer. Der antibakterielle Mechanismus von Chitosan besteht hauptsächlich darin, seine funktionellen Gruppen (Aminogruppen) und positiven elektrischen Eigenschaften zu nutzen, um mit Bakterienmembranen zu reagieren und so das Bakterienwachstum zu hemmen. Die antibakteriellen Eigenschaften von Chitosan mit unterschiedlichem Molekulargewicht sind nicht gleich. Chitosan mit hohem Molekulargewicht. Zheng Lianying et al. fanden heraus, dass, wenn das Molekulargewicht von Chitosan unter 300 000 liegt, seine antibakterielle Wirkung auf Escherichia coli und Staphylococcus aureus entgegengesetzt zur Änderung des Molekulargewichts ist. die Schwächung. Kiroshka et al. untersuchten die Wirkung von Chitosan-Chitin-Nanobeschichtungen auf Osteozyten von Ratten und stellten fest, dass sowohl die Porosität der Beschichtung als auch die Porengrößenverteilung mit dem Molekulargewicht von Chitosan zusammenhingen und das Molekulargewicht auch die Skelettstruktur des Zellwachstums und der Zellproliferation beeinflusste; In ihrer Studie wies die Chitosanbeschichtung mit einem gewichtsmittleren Molekulargewicht (MW) von 160 000 eine hohe Porosität, eine geringe Quellrate und eine bessere Zelldiffusion auf. Das Vorhandensein einer großen Menge an -OH in der Chitosanbeschichtung, die positiv geladen ist, kann die Ablagerung von PO4 3- beschleunigen, so dass es in vivo die Bildung von HA induzieren kann, die Hydrophilie des Substrats nach der Pfropfung Die Chitosan-Beschichtung wird verbessert, und in SBF kann nach der biomimetischen Abscheidungsbeschichtung vollständiges HA gebildet werden, und die Ablagerungsmenge der nicht gepfropften Probe (Titanprobe) unterscheidet sich deutlich. Da es für Chitosan schwierig ist, chemische Bindungen mit Implantaten einzugehen, führten die Forscher weitere Untersuchungen durch, um seine Bindungsstärke auf der Oberfläche von Titanlegierungen zu verbessern. Egemen et al. elektrophoretisch abgeschiedenes Chitosan auf sandgestrahltem Ti-6Al-4V. Die Studie ergab, dass die Substratmorphologie nach dem Sandstrahlen die Rauheit der Chitosan-Beschichtung beeinflusste; Lautstärke erhöhen. Jugowiec et al. fügten HA-Nanopulver und Nanopartikel zu Chitosankolloiden hinzu und schieden sie dann elektrophoretisch auf der Oberfläche einer Ti-13Nb-13Zr-Legierung ab. Die Studie ergab, dass die Zugabe von Nanopartikeln die Dicke des abgeschiedenen Chitosan dicker machte, was sich von der Dicke von Materialien auf Titanbasis unterschied. Die Verbindungsfestigkeit ist besser und die Korrosionsbeständigkeit und Biokompatibilität des Materials werden verbessert. Zhang et al. behandelte die Titanoberfläche mit Alkali und tauchte sie dann abwechselnd in Natriumheparin- und Carboxymethylchitosanlösung ein. Aufgrund des Vorhandenseins einer großen Menge an -OH auf der Titanoberfläche nach der Alkalibehandlung kann ihre raue Oberfläche eng mit Chitosan verbunden werden. Die Probe weist eine ausgezeichnete Hydrophilie mit einem Wasserkontaktwinkel von nur 8 Grad auf. Obwohl die Chitosan-Beschichtung eine gute Biokompatibilität aufweist, sind ihre mechanischen Eigenschaften relativ schlecht, und die Beseitigung der Mängel in den mechanischen Eigenschaften von Chitosan ist der Schlüssel zu seiner Entwicklung.

4. In-situ-Wachstum von TiO2-Nanoröhren-Arrays auf der Oberfläche von Titanlegierungen Die TiO2-Nanoröhrenstruktur kann die Freisetzung von Metallionen (wie Al, V usw.) verhindern, die Implantationsreaktion erleichtern und eine bessere Korrosionsbeständigkeit als TiO2 aufweisen Schüttgüter und Biokompatibilität. Daher ist die Synthese von TiO2-Nanoröhren-Array-Beschichtungen auf der Oberfläche von Titanlegierungen eine weitere wirksame Maßnahme zur Verbesserung ihrer medizinischen Eigenschaften. Anodisierung wird häufig verwendet, um TiO2-Nanoröhren-Arrays auf der Oberfläche von Materialien auf Titanbasis herzustellen, wodurch eine TiO2-Beschichtung mit einer porösen Struktur ähnlich der von Knochen entsteht. Verordnung. Die durch das Anodisierungsverfahren hergestellten TiO2-Nanoröhren-Arrays befinden sich im amorphen Zustand. Nach dem Glühen kann das Array vom amorphen Zustand in die Anatasphase oder Rutilphase umgewandelt werden. Nach dem Glühen bei 300 bis 500 Grad liegt es im Allgemeinen in der Anatasphase vor, und nach dem Glühen bei 600 Grad geht es dann allmählich in die Rutilphase über. Die Erhöhung der Oberflächenkristallinität verringert den Wasserkontaktwinkel der getemperten Proben, wodurch die Nanoröhren-Arrays eine hohe Oberflächenbenetzbarkeit aufweisen, was die Proteinadsorption und Zelladhäsion erleichtert, und der synergistische Effekt von Nanoröhren und Kristallstruktur beschleunigt den HA-Abbau. Ablagerung. Studien haben gezeigt, dass die Anatasphase eine bessere Leistung bei der Induktion der Zelldifferenzierung oder Zellproliferation aufweist als die Rutilphase und dass es einfacher ist, HA auf der Anatasphase abzulagern. Darüber hinaus haben Yu et al. fanden heraus, dass TiO2-Nanoröhren mit relativ kleinen Durchmessern die Adhäsion und Proliferation von Osteoblasten fördern; Während TiO2-Nanoröhren mit relativ großen Durchmessern eine bessere osteogene Differenzierungsfähigkeit aufweisen, können große Nanoröhren in der Zellsimulation verwendet werden. Besseres osteogenes Potenzial nach Behandlung mit oxidativem Stress. Wenn die Anodisierungsspannung innerhalb eines bestimmten Bereichs variiert, nehmen Länge und Durchmesser der Nanoröhren mit zunehmender Spannung zu; Mit zunehmender Oxidationszeit nimmt die Oberflächenrauheit der Probe zu und auch der Wasserkontaktwinkel nimmt ab. Die Ti-6Al-4V-Legierung ist ein relativ weit verbreitetes biomedizinisches Material, das aus der +-Phase besteht. Während des Anodisierungsprozesses sind die Auflösungsgeschwindigkeiten der beiden Phasen unterschiedlich und die Röhrenlänge von Nanoröhren ist in verschiedenen Phasenbereichen unterschiedlich. Mansoorianfar et al.[75] stellten erfolgreich TiO2-Nanoröhrenarrays mit guter Gleichmäßigkeit auf einer Ti-6Al-4V-Legierung durch sekundäre anodische Oxidation bei einer Spannung von 50–75 V her. Die Morphologie der Nanoröhren ist in Abbildung 1 dargestellt. Die durchschnittliche Röhrenlänge und der Röhrendurchmesser nahmen mit zunehmender Spannung zu. Es wurde festgestellt, dass die bei 60 V hergestellten Proben die beste Zelllebensfähigkeit zeigten, und Abbildung 2 zeigt die Diphenyltetraoxazolbromid (MTT)-Analyse von MG63-Knochenmarksstromazellen, die auf jeder Probe kultiviert wurden. Die Herstellung von TiO2-Nanoröhren-Array-Schichten auf Biotitanlegierungen mit niedrigem Elastizitätsmodul gewährleistet nicht nur die mechanischen Eigenschaften von Implantatmaterialien, sondern verbessert auch deren Biokompatibilität. Li et al. [76] präparierten TiO2-Nanoröhren-Array-Schichten auf der Oberfläche von Ti-24Nb-4Zr-7.9Sn(Ti2448)-Titanlegierung, Nanoröhre-Ti2448 (NTi2448) im Vergleich zu reinem Ti, Nanoröhre -Ti(NT) und Ti2448 zeigten eine höhere Benetzbarkeit, Korrosionsbeständigkeit, Zytokompatibilität und Osseointegrationsfähigkeit. Aufgrund der Zugabe von Nb, Zr und anderen Elementen zur Titanlegierung mit niedrigem Elastizitätsmodul verbessert der nach der Anodisierung gebildete Oxidfilm deren Korrosionsbeständigkeit. Darüber hinaus verringert die Zugabe von Legierungselementen die Ordnung der Nanoröhrenanordnung und der Durchmesser der Röhre ist unterschiedlich. , und Studien haben auch gezeigt, dass Arrays mit niedrigem Ordnungsgrad eine bessere Kompatibilität aufweisen. Derzeit konzentriert sich die Oberflächenmodifikation von Materialien auf Titanbasis durch anodische Oxidation hauptsächlich auf die Erforschung von reinem Titan und Ti-6Al-4V-Legierungen. Die Forscher untersuchten die Morphologie, Zusammensetzung, den Zusammenhang zwischen Kristallstruktur usw. und Oberflächenrauheit, Benetzbarkeit, Zellproliferation und -differenzierung. Der Wirkung von Legierungselementen neuer medizinischer Titanlegierungen auf die Morphologie von durch Anodisierung hergestellten Nanoröhren-Array-Beschichtungen wurde jedoch wenig Aufmerksamkeit geschenkt.

5. Oberflächenmodifikation auf Basis einer TiO2-Nanoröhren-Array-Beschichtung Zur Oberflächenmodifikation von Titanlegierungen integrieren Forscher häufig eine Vielzahl technischer Mittel, um das Design entsprechend spezifischer Anforderungen zu gestalten. Durch die Kombination mehrerer Modifikationsmethoden werden die Vorteile jeder Modifikationsmethode weitgehend integriert und auch der Modifikationseffekt kontinuierlich optimiert.

Um die Verschleißfestigkeit von Implantaten zu verbessern, wurden in der Vergangenheit Magnetronsputtern und andere Methoden zur Herstellung von TiN-Schichten auf der Oberfläche von Implantaten eingesetzt. Basierend auf TiO2-Nanoröhren können TiN-Nanoröhren-Array-Beschichtungen jedoch durch kontinuierliche Reduktion und Nitridierung von TiO2 erhalten werden Nanoröhren. , was nicht nur sicherstellt, dass die poröse Struktur den Anforderungen der Biokompatibilität entspricht, sondern auch ihre Verschleißfestigkeit verbessert. Das TiO2-Nanoröhren-Array verfügt über eine große spezifische Oberfläche, und die Verwendung des TiO2-Nanoröhren-Arrays als Übergangsschicht kann die Haftfestigkeit der HA-Beschichtung erhöhen und die Ablagerungsmenge der HA-Beschichtung verbessern. Lin et al. bildeten durch Vakuumverkalkung und hydrothermale Behandlung Kalziumtitanat (CaTiO3) auf der Oberfläche von Nanoröhren, das Keimbildungsstellen für HA bereitstellte und die chemische Bindung zwischen der nanoskaligen HA-Beschichtung und der TiO2-Matrix herstellte. Fathyunes et al. verwendeten ultraschallunterstützte Elektroabscheidung zur Herstellung einer Graphenoxid-HA-Beschichtung auf TiO2-Nanoröhren. Graphen verbessert die mechanischen Eigenschaften der HA-Beschichtung und Graphen selbst ist biokompatibel. Frühere Studien haben gezeigt, dass Graphen die Stammzelldifferenzierung induzieren und Osteoblasten stimulieren kann. Die TiO2-Nanoröhren-Array-Beschichtung bietet auch einzigartige Vorteile bei der Beladung mit Ionen und Arzneimitteln mit langsamer Freisetzung. Derzeit wird die TiO2-Nanoröhren-Array-Beschichtung zunehmend als poröse Strukturbeschichtung zum Laden von Ionen oder antibakteriellen und entzündungshemmenden Arzneimitteln verwendet und übernimmt die Rolle der intelligenten Arzneimittelfreisetzung durch Änderung von Temperatur, pH-Wert und anderen Bedingungen. Auf TiO2-Nanoröhren-Arrays geladene Ag-, Cu- und Sr-Plasmonen können als antimikrobielle Mittel mit verzögerter und langsamer Freisetzung in lebenden Organismen verwendet werden. Chen Yi et al.[84] nutzten Magnetronsputtern zur Herstellung dünner TiAg-Filme, nutzten dann die Anodisierung zur Herstellung von Ag-beladenen TiO2-Nanoröhrenarrays und nutzten dann die hydrothermale Methode zur Beladung von SrTiO3. Die ionenbeladenen Proben zeigten auch nach 60 Tagen noch eine gute Leistung. Gute antibakterielle und osteoinduktive Eigenschaften. Darüber hinaus werden TiO2-Nanoröhren häufig als Behälter für antibakterielle Arzneimittel verwendet, um den Effekt einer intelligenten verzögerten Freisetzung von Arzneimitteln zu erzielen. Die Steuerung der Geschwindigkeit der Arzneimittelfreisetzung durch Steuerung der Länge und des Durchmessers von Nanoröhren unterliegt jedoch bestimmten Einschränkungen und wird daher häufig verwendet in mit Medikamenten beladenen Nanoröhren. Die Röhrenanordnung ist mit einem Biopolymer eingekapselt, um eine stoßartige Freisetzung des Arzneimittels zu verhindern. Zhong et al. beschichteter Polymethacrylsäure auf mit Norfloxacin beladenen TiO2-Nanoröhren-Arrays, die eine geringe Burst-Freisetzung (34,4 %) und eine längere anhaltende Freisetzungszeit zeigten. Die von Aw et al. Die Verwendung von mit Wirkstoffen beladenen Polymermizellen beladenen Nanoröhren und die Beschichtung der Oberfläche von TiO2-Nanoröhren mit Biopolymerbeschichtungen wie Chitosan verbesserten auch die antibakteriellen und entzündungshemmenden Funktionen von TiO2-Nanoröhren. Andererseits haben einige Forscher die Beladungs- und Freisetzungsrate des Arzneimittels verbessert, indem sie die Rauheit der Nanoröhrenwand verändert haben, was gleichermaßen auf hydrophile und hydrophobe Arzneimittel anwendbar ist [88]. Aufgrund der Modifikationswirkung der aktuellen TiO2-Nanoröhren-Array-Beschichtungen wird erwartet, dass die Herstellung von TiO2-Nanoröhren-Array-Beschichtungen auf der Oberfläche von Titanlegierungsimplantaten in Zukunft ein grundlegender Schritt bei der Modifikation medizinischer Titanlegierungen wird.