Teadustöö edusammud luu implanteerimiseks kasutatava meditsiinilise titaanisulami pinna modifitseerimisel

Ülevaade meditsiiniliste titaanisulamite arengust

1940-il hakati puhtale titaanile kui bioloogilisele materjalile tähelepanu pöörama. 1960. aastatel, pärast seda, kui Branemark kasutas suukaudse implantaadi materjalina puhast titaani, hakkas puhas titaan osaliselt asendama roostevaba terast ja CoCr sulameid bioloogiliste implantaatide materjalidena. Samal ajal uuriti ja arendati ka meditsiinilisi titaanisulameid. Teadusuuringute süvenedes on titaanisulamid järk-järgult arenenud esimese põlvkonna -tüüpi titaanisulamitest teise põlvkonna + -tüüpi titaanisulamiteks, millel on parem korrosioonikindlus ja tugevus. Tüüpilised sulamid on Ti-6Al-4V, Ti -5Al-2.5Fe, Ti-6Al-7Nb. Teise põlvkonna titaanisulami elastsusmoodul on siiski suhteliselt kõrge võrreldes inimluu elastsusmooduliga (0,2 ~ 32GPa). Allaneelatud materjali imendumine võib põhjustada luu atroofiat, tekitada stressivarjestuse ja viia implantaadi lõdvenemiseni. Seetõttu põhineb praegune meditsiiniliste titaanisulamite uurimis- ja arendustegevus peamiselt kolmanda põlvkonna metastabiilsel -tüübil ja -tüübil, mille elastsusmoodul on inimese luude omale lähemal. Seda tüüpi titaanisulam väldib ka legeerivate elementide valikul inimkehale kahjulikke või sensibiliseerivaid elemente. Praeguseks on välja töötatud enam kui 20 tüüpi madala elastsusmooduliga titaanisulameid, millest enamik on bioloogiliselt ühilduvad. Näiteks 5. klassi titaanleht, 5. klassi titaanplaat, 5. klassi titaanlatt jne. Jaapan on kavandanud ja välja töötanud Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr (TNTZ) titaanisulami kasutades d-elektronide sulamiteooriat ja selle elastsusmoodul on nii madal kui 50 GPa, suurepärane bioloogiline aktiivsus, pärast simuleeritud kehavedelikku (SBF) sukeldamist saab pinnal tuvastada fosfori ja kaltsiumi elemente (kaltsiumfosfaadi koostisosad); Hiina Teaduste Akadeemia Metalliuuringute Instituut on välja töötanud uut tüüpi Ti-24Nb-4Zr- 7. 9Sn sulam (Ti2448), selle elastsusmoodul on ainult 45 GPa, tugevus on 850 MPa ja kaitsva passiveerimiskile moodustumine pinnal võib muuta selle korrosioonikindluse suuremaks. Pärast meditsiiniliste titaanisulamist implantaatide kõrge elastsusmooduli probleemile järkjärgulise lahenduse leidmist keskendusid teadlased titaanisulami mõjule rakkude proliferatsioonile ja diferentseerumisele. Implantatsiooni varases staadiumis põhjustab Ti ja TiO2 pindade halb luuintegratsioonivõime osteoblastide kehva diferentseerumist, mille tulemusena moodustub implantaadi ümber kiuline kude, mis omakorda põhjustab implantaadi lõdvenemist ja hõõrdumise tõttu põletikku. muud tingimused. Teisest küljest võivad kaubanduses kasutatavad küpsed Ti-6Al-4V-implantaadid kehavedelikes vabastada Al- ja V-ioone, mis on inimkehale mürgised. Seetõttu on titaanisulamite implantaatide bioloogilise aktiivsuse suurendamiseks ja implantaatides toksiliste ioonide vabanemise takistamiseks saanud titaanisulamite pinna modifitseerimine meditsiiniliste titaanisulamite uurimispunktiks. Praegu toimub meditsiinilise titaanisulami pinna modifitseerimine peamiselt sulami pinnale ühilduva kattekihi kandmisega või pinna struktuuri ja koostise otsese muutmisega, parandades seeläbi luude integreerumisvõimet, näiteks biosobivust, korrosioonikindlust, antibakteriaalset omadust ja rakkude diferentseerumist. .

Meditsiinilise titaanisulami pinna modifitseerimiskate luu implanteerimiseks

Uuringud on näidanud, et olulised tegurid, mis mõjutavad implantaadimaterjalide biosobivust ja luuintegratsioonivõimet, hõlmavad peamiselt pinna märguvust, karedust, koostist ja kristallitüüpi. Kehavedelikus, kui implantaadi materjali pind on hea märguvusega, adsorbeerub valk kergesti, mis soodustab rakkude adhesiooni. Lisaks soodustab spetsiifiline pinnatopograafia rakkude diferentseerumist ja kasvu. Olulise meditsiinilise titaanisulami pinna modifitseerimise meetodina saab sulami pinnale sobiva modifitseeritud katte konstrueerimisel reguleerida sulami pinnastruktuuri, pinna koostist, märguvust jne, säilitades samal ajal sulami korrosioonikindluse ja mehaanilised omadused. . Ühilduvuse ja osseointegratsiooni paranemise saavutamiseks. Praegu on luu implanteerimiseks kasutatavate meditsiiniliste titaanisulamite tavalised pinna modifitseerimiskatted peamiselt hüdroksüapatiidi (HA) kate, kitosaankate ja TiO2 nanotoru massiivi kate, mille hulgas on TiO2 nanotorude massiiv, mille hulgas on algne isekasvatatud poorsed struktuurkatted, mida saab sageli kombineerida. teiste katetega parema funktsionaalsuse saavutamiseks.

1. Hüdroksüapatiidiga kaetud HA-l kui inimese luude peamisel anorgaanilisel komponendil on hea biosobivus ja see võib mängida rolli osteojuhtimises ja osteoinduktsioonis. Kui HA puutub kokku kehavedelikega, võivad pinnaioonid vahetuda vesilahuses olevate ioonidega ning molekule või ioone, nagu kollageen ja valgud, saab nende pindadele adsorbeerida, et tekitada biokilesid ja katteid. Puhtal HA-l on kehvad mehaanilised omadused ja see ei sobi eriti kandvatesse keskkondadesse, kuid seda probleemi saab lahendada, kui valmistada HA-katted teistele implantaadi pindadele segamiseks. HA-kate ei võimalda mitte ainult tihedat keemilist sidet luu/implantaadi liidesel, vaid toimib ka barjäärina kehavedelike ja metallist implantaatide vahel. HA-katte modifikatsiooniefekt on tihedalt seotud selle valmistamismeetodi ja valmistamisprotsessiga. Erinevatel meetoditel substraadiga valmistatud HA-katte sidumistugevuses, kristallilisuses ja tiheduses on erinevusi. HA-katte ja aluspinna vaheline nakketugevus on üks võtmetegureid, mis määrab modifikatsiooniefekti. Madal sidumistugevus võib kergesti viia modifikatsiooni ebaõnnestumiseni ja HA-katte koorumine võib põhjustada probleeme, näiteks põletikku. Asjakohased uuringud on näidanud, et magnetron-pihustusmeetodil valmistatud HA-katete nakketugevus võib ulatuda 80 MPa-ni, mis on kõrgem kui kuumisostaatilisel pressimisel, pulsslasersadestamise, plasmapihustamise ja sool-geelmeetodil valmistatud katetel (umbes 14, 16). , 25 ja 26 MP). Praegu kasutatakse HA-katete valmistamiseks tavaliselt plasmapihustamist ja elektroforeetilist sadestamist. Elektroforeetiline sadestamine võib katta keeruka kujuga substraate, kuid selle sidumistugevus on madal. Pärast termilise pihustamise teel valmistatud HA-katte lõõmutamist paraneb oluliselt katte nakkuvustugevus, mis tuleneb jääkpinge vähenemisest kuumtöötlusega. Lisaks titaanisulami pinna karestamine erinevate eeltöötlusmeetoditega, nagu elektronkiirega söövitamine, mikrosfääripuhastus, happesöövitus ja liivapaberiga lihvimine või üleminekukihi sadestamine HA katte ja titaanisulamist substraadi vahele, kõik nakketugevus HA-katet saab parandada. HA katte enda omadused, nagu mikrostruktuur, HA tera suurus ja maatriksiga sidumise tugevus, avaldavad teatavat mõju implantaadimaterjalide biosobivusele. Erinevused HA-katete kristallilisuses võivad mõjutada rakkude käitumist, kuna madala kristallilise HA kattekihiga HA-katted näitavad madalamat osteoblastide proliferatsiooni kui väga kristallilised HA-katted. Uuringus leiti, et erineva kristallilisusega HA nanokatted ja mikrokatted näitasid erinevaid lahustumis- ja sadestumisomadusi ning amorfsel HA-l oli kõrge lahustuvus in vivo ning spekuleeriti, et luude varajane moodustumise kineetika oli seotud HA katete lahustuvusega. [38]. HA-katte kristalliseerumisastet saab reguleerida lõõmutamise või kõrgel temperatuuril (700–800 kraadi) sadestamise teel. Lõõmutamisprotsess muudab osa amorfsest kattekihist kristalseks kattekihiks ja saadakse kristalliline struktuur või ioonide asendus teatud kristallilisuse astmega. HA kate. Võrreldes helbelise HA-kattega on nõelakujulise struktuuriga kate tihe ja ühtlane ning nõelakujulise struktuuriga kate annab ümbritseva vedelikuga rohkem kokkupuutepinda, seega sobib see paremini apatiidi ladestamiseks [39]. HA-katte mikrostruktuuri saab muuta ka kuumutamise ja paagutamise teel [40]. Dikici et al. [41] leidis, et HA laguneb trikaltsiumfosfaadiks (TCP), kui paagutatakse temperatuuril üle 1050 kraadi, ja HA laguneb täielikult, kui paagutatakse temperatuuril 1400 kraadi; Kihi poorsus suureneb paagutamistemperatuuri tõustes. Hulbert et al. [42] näitasid, et uue luukoe sissekasvamiseks ja vedeliku ringluseks ruumi tagamiseks peab poorse struktuuri minimaalne omavahel ühendatud pooride suurus olema umbes 100 μm, ning nad leidsid, et väiksem pooride suurus võimaldab infiltreeruva koe mittetäielikku mineraliseerumist. . HA-katte puhul ei soodusta täielikult tihe HA-kate rakkude proliferatsiooni ja diferentseerumist ning selle võime indutseerida luukoe moodustumist on piiratud ning seda kasutatakse peamiselt luude moodustamise karkassina [43]. Võrreldes mikronisuuruse HA-ga on nanosuuruses HA-l ülipeen struktuur ja suurem pinnaaktiivsus. Nano-HA sarnaneb inimese kõvakoe luutekstuuris leiduvatele mineraalidele ning sellel on sarnased keemilised ja kristallograafilised struktuurid ning nano-HA on mikro-HA-st rohkem võimeline parandama rakkude proliferatsiooni ja diferentseerumist [44].

2. Legeeritud hüdroksüapatiitkattega sünteetilise HA Ca ja P stöhhiomeetriline suhe on 1,67, kuid bioapatiit on oma olemuselt mittestöhhiomeetriline ja koosneb väikestest kristallidest, mida iseloomustab halb kristallilisus ja mille lahustuvus on võrreldes HA stöhhiomeetrilise kogusega suhteliselt kõrge. [45] . Pinnakatete antibakteriaalsete ja diferentseerumist esilekutsuvate võimete parandamiseks, lähtudes bioloogilise HA struktuurist, on sünteetilise HA ioondoping oluliseks pinna modifitseerimise uurimissuunaks. Bioloogiliste funktsioonidega ioonide, nagu Mg2+, Zn2+, Sr2+, Ag+, Zr4+ ja F- kasutamine lisanditena ei saa muuta ainult Ca stöhhiomeetrilist suhet. ja P sadestatud HA-s, kohandage kristallide struktuuri, parandage katte stabiilsust jne. Seda saab adsorbeerida kristalli pinnale, et parandada märguvust ja saavutada paremat mõju. implantaadi bioloogiline aktiivsus. HA-katete dopingu võib jagada üheelemendiliseks dopinguks ja mitmeelemendiliseks dopinguks. Üheelemendilisest dopingust on laialdaselt uuritud Sr-elemendi dopingut, Sr-i saab kasutada ravimina osteoporoosi raviks, Sr-i suurenemisega väheneb osteoklastide vohamine, lisaks võib Sr parandada ka HA mehaanilisi omadusi. . Boyd et al. deponeeris magnetroni pihustusmeetodil ränipinnale Sr-HA katte. Kuna Sr dopingu kogus suurenes 5%-lt 13%-le (massiosa), suurenes järk-järgult katte pinnakaredus, mis parandas raku vastupidavust. adhesioonist. F- võib muuta rakkude kinnitumise soodsaks, tekitades madalama pinnapotentsiaali, teisest küljest näitavad katsed, et F- doping suurendab HA lahustuvuskindlust. Mg2+ lisamine HA struktuuri võib oluliselt suurendada katte eripinda ja Mg-l on teatav HA kristalliseerumist pärssiv toime, mis on kasulik teise biosobiva aine, trikaltsiumfosfaadi ( -TCP) faas. . Mitme iooni koosdoping võib ühendada ühe iooniga dopingu eelised ja mitme elemendi koosdopingu sünergistlik mõju on ilmsem. Seetõttu lisatakse HA-katte toimivuse parandamiseks see tavaliselt mitme iooniga. Samani et al. valmistas Zn/Ag kaaslegeeritud HA katteid sool-geel meetodil ja leidis, et 1,5%Zn-0. 6% Ag (massifraktsioon) koos legeeritud prooviga oli kõigi koos legeeritud proovide seas väikseim koos legeeritud proov. Koos legeeritud proovid näitasid paremaid antibakteriaalseid tulemusi kui 2, 5% Zn ühe legeeritud HA ja 1, 5% Ag ühe legeeritud HA. Qiao et al. valmistatud Si-Sr-Ag kaaslegeeritud HA/TiO2 katted elektrosadestamise teel. Sr ja Si ioonide doping suurendas osteogeneesiga seotud geenide ekspressioonitaset ja neutraliseeris edukalt Ag ioonide potentsiaalse tsütotoksilisuse. . Koos legeeritud katete bioloogilised omadused on paremad kui HA ja Ag-HA katetel, nende antibakteriaalne efektiivsus on võrreldav Ag-HA katete omaga ning spetsiifiline kõrge Si ja Sr ioonide sisaldus võib soodustada head proliferatsiooni ja regeneratsiooni. rakkudele ja luukoele, Parandab rakkude adhesiooni. Si-sisaldaval HA-l on suurem imendumiskiirus ja sellel on suur hulk aktiivseid rühmi, mis soodustavad osteoblastide kinnitumist. Zhang et al. valmistatud SiC nanoosakestega täiustatud Na ja F kaaslegeeritud HA katted elektrokeemilise sadestamise teel. Ca2+ asendamine HA-s Na+-ga võib soodustada rakkude kinnitumist ja luu ainevahetust; OH- asendamine HA-s F-ga võib suurendada struktuurset stabiilsust. Seetõttu võib Na ja F-ga koos legeeritud HA-kattel olla suurepärased bioloogilised omadused. Suur hulk uuringuid on näidanud, et ioonidega legeeritud HA antibakteriaalne toime sõltub suurel määral dopingelemendi kontsentratsioonist ja dopandi enda omadustest [30]. Antibakteriaalne ja osseointegreeriv toime. Praegu on vähe kirjandust, mis on seotud plasma dopinguga haruldaste muldmetallide elementidega, nagu La, Ce, Nd, Gd. La3+ legeeritud HA-kattel on madal lahustuvus ja paremad mehaanilised omadused[55]; HA-katte antibakteriaalse ja kulumiskindluse parandamiseks, Aditi et al.[56] kasutatud plasmapihustustehnoloogiat titaanisulamist HA-kattes. Kui lisati CeO2, Ag ja süsinik-nanotorud, leiti, et katte kulumiskonstant ja nihkepinge vähenesid oluliselt ning antibakteriaalne omadus oli hea.

3. Kitosaankate Lisaks biokeraamikale nagu HA, mida kasutatakse titaanisulamist implantaatide pinnakattena, on kitosaanil kui looduslikul orgaanilisel ühendil hea biosobivus, antibakteriaalsed ja rakuvastased omadused. Titaanisulamist implantaatide pinna modifitseerimiskattena kasutatakse sageli ka leviku ja diferentseerumise soodustamist. Kitosaanil on ka head adsorptsiooniomadused, see võib in vivo biolaguneda, sellel puudub toksiline toime ja seda saab kombineerida teiste ainetega, näiteks HA-ga ravimikandjana. Kitosaani katte paksuse reguleerimisega saab reguleerida ravimi lokaalset kontsentratsiooni, et ravida operatsioonijärgset infektsiooni, põletikku ja saavutada implantaadi parem osseointegratsioon. Kitosaan võib suhelda negatiivselt laetud bakterirakkudega, et saavutada antibakteriaalne toime ja vähendada implantaadi ebaõnnestumise ohtu. Kuigi selle antibakteriaalne aktiivsus on veidi madalam kui mõnel metalliioonil, on see inimkehale ohutum. Kitosaani antibakteriaalne mehhanism seisneb peamiselt selle funktsionaalsete rühmade (aminorühmade) ja positiivsete elektriliste omaduste kasutamises, et reageerida bakterimembraanidega, et pärssida bakterite kasvu. Erineva molekulmassiga kitosaani antibakteriaalsed omadused ei ole samad. Kõrge molekulmassiga kitosaan. Zheng Lianying jt leidsid, et kui kitosaani molekulmass on alla 300 000, on selle antibakteriaalne toime Escherichia colile ja Staphylococcus aureusele vastupidine molekulmassi muutusele. nõrgenemine. Kiroshka jt. uuris kitosaan-kitiini nanokatete mõju roti osteotsüütidele ning leidis, et nii katte poorsus kui ka pooride suuruse jaotus olid seotud kitosaani molekulmassiga ning molekulmass mõjutas ka rakkude kasvu ja proliferatsiooni skeleti struktuuri; Nende uuringus oli kitosaankattel massi keskmise molekulmassiga (MW) 160 000 kõrge poorsus, madal pundumiskiirus ja parem rakkude difusioon. Suure koguse -OH esinemine kitosaankattes, mis on positiivselt laetud, võib kiirendada PO4 3- ladestumist, nii et see võib indutseerida HA moodustumist in vivo, substraadi hüdrofiilsust pärast pookimist. Kitosaani kate on paranenud ja SBF-is saab pärast biomimeetilist sadestuskatmist moodustuda täielik HA ja pookimata proovi sadestamise kogus (titaaniproov) on oluliselt erinev. Kuna kitosaanil on raske implantaatidega keemilisi sidemeid moodustada, viisid teadlased läbi täiendavaid uuringuid, et parandada selle sidumistugevust titaanisulamite pinnal. Egemen jt. elektroforeetiliselt sadestatud kitosaan liivapritsiga töödeldud Ti-6Al-4V-le. Uuringus leiti, et substraadi morfoloogia pärast liivapritsiga töötlemist mõjutas kitosaankatte karedust; mahu suurenemine. Jugowiec et al. lisas kitosaani kolloididele HA nanopulbreid ja nanoosakesi ning sadestas need seejärel elektroforeetiliselt Ti-13Nb-13Zr sulami pinnale. Uuring näitas, et nanoosakeste lisamine muutis ladestunud kitosaani paksuse paksemaks, mis erines titaanipõhiste materjalide omast. Liimimistugevus on parem ning materjali korrosioonikindlus ja biosobivus paranevad. Zhang et al. töödeldi titaani pinda leelisega ja seejärel kasteti see omakorda naatriumhepariini ja karboksümetüülkitosaani lahusesse. Kuna titaani pinnal on pärast leeliselist töötlemist suur kogus -OH-d, saab selle kareda pinna tihedalt kombineerida kitosaaniga. Proovil on suurepärane hüdrofiilsus ainult 8-kraadise veega kokkupuutenurgaga. Kuigi kitosaanikattel on hea biosobivus, on selle mehaanilised omadused suhteliselt kehvad ning kitosaani mehaaniliste omaduste puudujääkide täitmine on selle arengu võti.

4. TiO2 nanotoru massiivide in situ kasvatamine titaanisulamite pinnal TiO2 nanotoru struktuur võib takistada metalliioonide (nagu Al, V jne) vabanemist, hõlbustada implantatsioonireaktsiooni ja omada paremat korrosioonikindlust kui TiO2. puistematerjalid ja biosobivus. Seetõttu on TiO2 nanotorude massiivi katete süntees titaanisulamite pinnal muutunud veel üheks tõhusaks meetmeks nende meditsiiniliste omaduste parandamiseks. Titaanipõhiste materjalide pinnale TiO2 nanotorumassiivide valmistamiseks kasutatakse sageli anodeerimist, moodustades seeläbi luuga sarnase poorse struktuuriga TiO2 katte. määrus. Anodeerimismeetodil valmistatud TiO2 nanotoru massiivid on amorfses olekus. Pärast lõõmutamist saab massiivi muuta amorfsest olekust anataasi faasi või rutiili faasi. Pärast lõõmutamist 300–500 kraadi juures on see tavaliselt anataasi faas ja lõõmutamine 600 kraadi juures, seejärel muudetakse see järk-järgult rutiilifaasiks. Pinna kristallilisuse suurenemine vähendab lõõmutatud proovide veekontakti nurka, mis võimaldab nanotoru massiividel olla kõrge pinnamärgutavus, mis hõlbustab valkude adsorptsiooni ja rakkude adhesiooni ning nanotorude ja kristallstruktuuri sünergistlik toime kiirendab HA lagunemist. ladestumine. Uuringud on näidanud, et anataasi faasil on rakkude diferentseerumise või proliferatsiooni esilekutsumisel parem jõud kui rutiili faas ja HA-d on lihtsam anataasi faasi ladestada. Lisaks Yu et al. leidis, et suhteliselt väikese läbimõõduga TiO2 nanotorud soodustavad osteoblastide adhesiooni ja vohamist; samas kui suhteliselt suure läbimõõduga TiO2 nanotorudel on parem osteogeenne diferentseerumisvõime ja suuri nanotorusid saab kasutada rakkude simulatsioonis. Parem osteogeenne potentsiaal pärast oksüdatiivse stressi ravi. Kui anodeerimispinge muutub teatud vahemikus, suureneb nanotorude pikkus ja läbimõõt pinge suurenedes; oksüdatsiooniaja pikenemisega suureneb proovi pinna karedus ja väheneb ka vee kokkupuutenurk. Ti-6Al-4V sulam on suhteliselt laialdaselt kasutatav biomeditsiiniline materjal, mis koosneb + ​​faasist. Anodeerimisprotsessi ajal on kahe faasi lahustumiskiirused erinevad ja nanotorude torude pikkus on erinevates faasipiirkondades erinev. Mansoorianfar jt.[75] edukalt valmistatud Ti-6Al-4V sulamil hea ühtlusega TiO2 nanotoru massiivid sekundaarse anoodse oksüdatsiooni abil pingel 50–75 V. Nanotorude morfoloogia on näidatud joonisel 1. Keskmine toru pikkus ja toru läbimõõt suurenesid pinge suurenedes. Leiti, et 60 V juures valmistatud proovid näitasid parimat rakkude elujõulisust ja joonisel 2 on näidatud igas proovis kultiveeritud MG63 luuüdi stroomarakkude difenüültetraoksasoolbromiidi (MTT) analüüs. TiO2 nanotoru massiivi kihtide valmistamine madala elastsusmooduliga biotitaanisulamitele mitte ainult ei taga implantaadi materjalide mehaanilisi omadusi, vaid parandab ka nende biosobivust. Li et al. [76] valmistas Ti-24Nb-4Zr-7.9Sn(Ti2448) titaanisulam, nanotoru-Ti2448 (NTi2448) pinnale TiO2 nanotoru massiivi kihid, võrreldes puhta Ti, nanotoruga -Ti(NT) ja Ti2448, näitasid suuremat märguvust, korrosioonikindlust, tsütoühilduvus ja osseointegratsiooni võime. Tänu Nb, Zr ja muude elementide lisamisele madala elastsusmooduliga titaanisulamile parandab pärast anodeerimist moodustunud oksiidkile selle korrosioonikindlust. Lisaks vähendab legeerivate elementide lisamine nanotoru massiivi järjestust ja toru läbimõõt on erinev. , ja uuringud on samuti näidanud, et madala järjestusastmega massiivid on paremini ühilduvad. Praegu keskendub titaanipõhiste materjalide pinna modifitseerimine anoodoksüdatsiooni abil peamiselt puhta titaani ja Ti-6Al-4V sulami uurimisele. Teadlased uurisid morfoloogiat, koostist, seost kristallstruktuuri jms ning pinna kareduse, märguvuse, rakkude proliferatsiooni ja diferentseerumise vahel. Siiski on vähe tähelepanu pööratud uute meditsiiniliste titaanisulamite legeerivate elementide mõjule anodeerimisel valmistatud nanotoru massiivi katete morfoloogiale.

5. Pinna modifitseerimine TiO2 nanotoru massiivi katmisel Titaanisulamite pinna modifitseerimiseks integreerivad teadlased sageli erinevaid tehnilisi vahendeid, et kujundada vastavalt konkreetsetele nõuetele. Mitmete modifitseerimismeetodite kombinatsioon integreerib suurel määral iga modifitseerimismeetodi eelised ning ka modifikatsiooniefekti optimeeritakse pidevalt.

Implantaatide kulumiskindluse parandamiseks kasutati varem implantaatide pinnale TiN kihtide valmistamisel magnetroni pihustamist ja muid meetodeid, kuid TiO2 nanotorude baasil saab TiN nanotoru massiivi katteid saada TiO2 pideva redutseerimise ja nitrideerimise teel. nanotorud. , mis mitte ainult ei taga poorse struktuuri vastavust biosobivuse nõuetele, vaid parandab ka selle kulumiskindlust. TiO2-nanotorumassiivil on suur eripind ja TiO2-nanotorumassiivi kasutamine üleminekukihina võib suurendada HA-katte nakketugevust ja parandada HA-katte sadestuskogust. Lin et al. moodustas nanotorude pinnale vaakumkaltsifikatsiooni ja hüdrotermilise töötlemise teel kaltsiumtitanaadi (CaTiO3), mis tagas HA tuumastumise kohad ja realiseeris keemilise sideme nanomõõtmelise HA katte ja TiO2 maatriksi vahel. Fathyunes et al. kasutas TiO2 nanotorude grafeenoksiidi-HA katte valmistamiseks ultraheli abil elektroonset sadestamist. Grafeen parandab HA-katte mehaanilisi omadusi ja grafeen ise on biosobiv. Varasemad uuringud on näidanud, et grafeen võib indutseerida tüvirakkude diferentseerumist ja stimuleerida osteoblaste. TiO2 nanotoru massiivi kate näitab ka ainulaadseid eeliseid ioonide ja aeglaselt vabastavate ravimite laadimisel. Praegu on TiO2 nanotoru massiivi katet hakatud kasutama poorse struktuurikattena ioonide või antibakteriaalsete ja põletikuvastaste ravimite laadimiseks ning see saavutab temperatuuri, pH ja muude tingimuste muutmise kaudu intelligentse ravimi vabastamise rolli. TiO2 nanotoru massiividele laetud Ag, Cu, Sr plasmoone saab kasutada püsivalt ja aeglaselt vabastavate antimikroobsete ainetena elusorganismides. Chen Yi jt[84] kasutasid TiAg õhukeste kilede valmistamiseks magnetroni pihustamist, seejärel anodeerimist Ag-ga laetud TiO2 nanotoru massiivide valmistamiseks ja seejärel hüdrotermilist meetodit SrTiO3 laadimiseks. Ioonidega koormatud proovid näitasid endiselt head jõudlust 60 päeva pärast. Head antibakteriaalsed ja osteoinduktiivsed omadused. Lisaks kasutatakse TiO2 nanotorusid sageli antibakteriaalsete ravimite mahutitena, et saavutada ravimite intelligentse püsiva vabanemise efekt, kuid ravimi vabanemise kiiruse kontrollimisel nanotorude pikkuse ja läbimõõduga on teatud piirangud, mistõttu seda kasutatakse sageli. ravimitega täidetud nanotorudes. Tuubi massiiv on kapseldatud biopolümeeriga, et vältida ravimi purunemist. Zhong et al. kaetud polümetakrüülhape norfloksatsiiniga laetud TiO2 nanotoru massiividel, millel oli väike purske vabanemine (34, 4%) ja pikem pidev vabanemise aeg. Aw et al. välja pakutud meetod. ravimiga täidetud polümeermitsellidega laetud nanotorude kasutamine ja TiO2 nanotorude pinna katmine biopolümeersete katetega nagu kitosaan parandas ka TiO2 nanotorude antibakteriaalset ja põletikuvastast funktsiooni. Teisest küljest on mõned teadlased parandanud ravimi laadimise ja vabanemise kiirust, muutes nanotoru seina karedust, mis on võrdselt rakendatav nii hüdrofiilsete kui ka hüdrofoobsete ravimite puhul [88]. Tuginedes praeguste TiO2 nanotoru massiivi katete modifikatsiooniefektile, eeldatakse, et TiO2 nanotoru massiivi katete valmistamine titaanisulamist implantaatide pinnale saab tulevikus meditsiiniliste titaanisulamite modifitseerimise põhietapiks.