Титановый сплав широко используется в биомедицине благодаря своим превосходным механическим свойствам и биосовместимости. Однако титановый сплав и титан обладают биологической инертностью, главным образом за счет физического химеризма в организме, что легко вызывает расшатывание и отпадение при длительном использовании. Кроме того, из-за разницы в коэффициентах теплового расширения титана и кости возникает нестабильность соединения. Поэтому для удовлетворения потребностей клинического применения были предложены различные методы модификации поверхности титана. К распространенным методам модификации поверхности имплантационных материалов в основном относятся: рыхлая и шероховатая обработка поверхности имплантационных материалов; поверхностное покрытие имплантационного материала загружается биоактивными молекулами или материалами для модификации поверхности.

Исследования показали, что основными факторами, влияющими на биосовместимость и остеоинтеграционную способность имплантационных материалов, в основном являются смачиваемость поверхности материала, шероховатость, состав и тип кристаллов. В гуморальной среде хорошая смачиваемость поверхности материала имплантата в большей степени способствует адсорбции белков и адгезии клеток. Кроме того, специфические условия поверхности в большей степени способствуют дифференциации и росту клеток. Процесс модификации поверхности титанового сплава позволяет создать на поверхности сплава соответствующее модифицированное покрытие, оптимизирующее структуру поверхности, состав и смачиваемость сплава при сохранении коррозионной стойкости и механических свойств сплава, что позволяет улучшить совместимость и способность к интеграции в костную ткань.

В настоящее время распространенными поверхностно-модифицирующими покрытиями медицинского титанового сплава для костной имплантации в основном являются гидроксиапатитовое покрытие, графеновое покрытие, хитозановое покрытие и покрытие из массива нанотрубок TiO2, причем массив нанотрубок TiO2 может сочетаться с другими покрытиями для достижения лучших функций за счет саморастущей пористой структуры покрытия in situ. В будущем основным направлением модификации поверхности медицинских титановых сплавов является улучшение способности имплантатов к интеграции в костную ткань путем получения поверхностно-модифицированных покрытий и комбинирования различных методов модификации поверхности.

Гидроксиапатитовое (HA) покрытие

Являясь основным неорганическим компонентом человеческой кости, гидроксиапатит (ГА) обладает хорошей биосовместимостью. При контакте с жидкостями организма поверхностные ионы НА могут обмениваться с ионами в водном растворе, а такие молекулы, как коллаген и белки, или ионы адсорбируются на их поверхности, образуя биопленки и покрытия. Покрытие из НА не только тесно соединяет химические связи кость/имплантат, но и является барьером между жидкостью и металлическими имплантатами, что зависит от методов и технологии его приготовления, влияющих на прочность сцепления, кристалличность и плотность матрицы, сочетание низких интенсивностей может привести к модификации отказа, отслаивание покрытия из НА может вызвать воспаление и другие проблемы. Результаты показывают, что прочность сцепления НА-покрытия методом магнетронного распыления может достигать 80 МПа, что выше, чем прочность сцепления покрытия, приготовленного горячим изостатическим прессованием, импульсным лазерным осаждением, плазменным напылением и золь-гель методом (около 14 МПа, 16 МПа, 25 МПа и 26 МПа соответственно).

В настоящее время для получения НА-покрытий обычно используются плазменное напыление и электрофоретическое осаждение, причем последнее может применяться для нанесения покрытий на сложные матрицы. Приготовленное методом термического напыления НА-покрытие подвергалось отжигу для снижения остаточного напряжения, при этом прочность сцепления НА-покрытия явно увеличивалась, поскольку остаточное напряжение снижалось в результате термообработки. Для повышения адгезионной прочности НА-покрытия поверхность титанового сплава может быть шероховатой с помощью различных методов предварительной обработки, таких как электронно-лучевое травление, микросфероструйная обработка, кислотное травление и шлифование наждачной бумагой, или между НА-покрытием и подложкой из титанового сплава может быть нанесен переходный слой.

Кристалличность HA-покрытия влияет на поведение клеток. По сравнению с высококристаллическим НА-покрытием, низкокристаллическое НА-покрытие демонстрирует более низкую скорость пролиферации остеобластов. Было обнаружено, что нанопокрытие и микронное покрытие с разной степенью кристалличности HA демонстрируют различные характеристики растворения и восстановления, а некристаллический HA обладает высокой растворимостью in vivo. Предполагается, что кинетика раннего костеобразования связана с растворимостью НА-покрытия. Контролируемая кристаллизация HA-покрытия может быть реализована путем отжига или осаждения при высоких температурах (700~800 ℃). В процессе отжига часть аморфного покрытия превращается в кристаллическое, и можно получить покрытие HA с определенной степенью кристалличности или ионно-замещенной структурой. По сравнению с листовым HA-покрытием покрытие с ациклической структурой является плотным и однородным, обеспечивающим большую площадь контакта с окружающей жидкостью и, следовательно, более подходящим для осаждения апатита. Микроструктуру HA-покрытия можно также изменять путем нагрева и спекания. Hulbert et al. показали, что для пористой структуры необходима оксидная керамика с минимальным размером соединительных пор около 100 мкм, чтобы новая костная ткань могла расти внутрь и обеспечивать пространство для циркуляции жидкости. Они обнаружили, что меньший размер пор обеспечивает неполную минерализацию проницаемой ткани. Полностью плотное покрытие HA не способствует пролиферации и дифференцировке клеток, используемых в основном в качестве костеобразующего скаффолда, что обусловливает его ограниченную способность индуцировать формирование костной ткани.

Графеновое покрытие

В 2004 году британские физики из Манчестерского университета Гейм и Новоселов из графита методом ленточного микромеханического разделения успешно выделили монослой атомов углерода в структуру, а именно точки графена делают камень материалом с высокой удельной площадью поверхности, высокой теплопроводностью, низкой плотностью, отличными физическими свойствами; эти двое ученых получили Нобелевскую премию по физике в 2010 году. Ученые обнаружили, что малые молекулы при химической модификации различными группами могут образовывать различные производные графена, такие как оксид графена, восстановленный оксид графена, углеродные нанотрубки и т.д., эти материалы с различными свойствами относятся к семейству графеновых материалов, часто для модификации биологических материалов используются окисленные производные графена. В большом количестве работ, посвященных модифицированным графеном и его производными композитным материалам, способствующим остеогенезу, исследователи обнаружили, что нагруженные графеном скаффолды демонстрируют лучшую цитосовместимость и способность к индукции остеорегенерации, а также изучили механизм его воздействия на регенерацию костной ткани. Кумар и др. показали, что графен увеличивает поглощение остеогенных факторов мезенхимальными стволовыми клетками человека in vitro, способствуя тем самым остеогенной дифференцировке стволовых клеток. Было показано, что графен концентрирует дексаметазон и 0-глицерофосфат, два классических остеогенных индуктора, в культуре, способствуя дифференцировке мезенхимальных стволовых клеток костного мозга человека в остеобласты. Кроме того, светоапатитовый композит rGO может регулировать экспрессию белков, связанных с костной тканью, и способствовать созреванию матрикса и кальцификации.

Хитозановое покрытие

Хитозан, являясь природным органическим соединением, обладает такими преимуществами, как хорошая биосовместимость, нетоксичность, хорошие антибактериальные свойства и способность к пролиферации и дифференцировке клеток, и часто используется в качестве поверхностного модифицирующего покрытия для имплантатов из титановых сплавов. Хитозан также обладает хорошей адсорбционной способностью, может быть биодеградирован in vivo и может сочетаться с гидроксиапатитом и другими веществами в качестве носителя. Толщина хитозанового покрытия может регулироваться для контроля локальной концентрации лекарственных препаратов для лечения послеоперационной инфекции и воспаления, что позволяет добиться лучшей интеграции имплантата с костью и быстрого заживления. Хитозан может взаимодействовать с отрицательно заряженными бактериальными клетками для достижения антибактериального эффекта, однако он обладает несколько меньшей антибактериальной активностью, чем ионы металлов, что снижает риск отказа имплантата.

Покрытие массива нанотрубок TiO2

Нанотрубчатая структура TiO2 может предотвратить высвобождение ионов металлов (таких как Al, V и др.) и облегчить реакцию имплантации, демонстрируя лучшую коррозионную стойкость и биосовместимость по сравнению с объемными материалами TiO2. Поэтому синтез покрытия из массива нанотрубок TiO2 на поверхности титанового сплава становится эффективной мерой для улучшения его медицинских характеристик.

Анодное оксидирование часто используется для нанесения массивов нанотрубок TiO2 на поверхность титановых материалов с целью формирования покрытия из оксидного слоя TiO2 с приблизительно скелетной пористой структурой. Изменяя напряжение и продолжительность анодного окисления, можно регулировать длину и диаметр трубок массивов нанотрубок TiO2. Массивы нанотрубок TiO2, полученные анодным оксидированием, были аморфными и могли переходить из аморфного состояния в анатазную или рутиловую фазу после отжига при 300-500 ℃, а после отжига при 600 ℃ постепенно переходили в рутиловую фазу. С увеличением степени кристалличности поверхности улучшается смачиваемость поверхности массива нанотрубок, что облегчает адсорбцию белков и адгезию клеток. Синергетический эффект нанотрубок и кристаллической структуры ускоряет процесс осаждения гидроксиапатита. Результаты показывают, что анатазная фаза превосходит рутиловую в индуцировании клеточной дифференциации или клеточной пролиферации, и первая фаза более склонна к осаждению гидроксиапатита. Когда напряжение анодного окисления находится в определенном диапазоне, длина и диаметр нанотрубок увеличиваются с ростом напряжения. С увеличением времени окисления увеличивается шероховатость поверхности и уменьшается контактный угол.

Сплав Ti-6Al-4V - относительно широко используемый биомедицинский материал, состоящий из α+β-фазы. В процессе анодного окисления растворимость двух фаз различна, и длина нанотрубок в разных фазовых областях также различна. Mansoorianfar et al. успешно приготовили массивы нанотрубок TiO2 с хорошей однородностью на Сплав Ti-6Al-4V вторичным анодным окислением при напряжении 50-75 В. Средняя длина и диаметр нанотрубки увеличивались с ростом напряжения (показано на рисунке ниже). Исследование показало, что образец, приготовленный при напряжении 60 В, проявляет наилучшую активность.

Получение слоя из нанотрубок TiO2 на биотитановом сплаве с низким модулем упругости не только обеспечивает механические свойства материала имплантата, но и улучшает его биосовместимость. Ли и др. подготовили слой из нанотрубок TiO2 на поверхности титанового сплава Ti-24Nb-4Zr-7,9Sn (Ti2448) и сравнили чистый Ti, нанотрубки-Ti (NT) и Ti2448. Нанотрубки Ti2448 (NTi2448) показали более высокую смачиваемость, коррозионную стойкость, цитосовместимость и способность к костной интеграции. Благодаря добавлению Nb, Zr и других элементов в титановый сплав с низким модулем упругости окислительная пленка, образующаяся после анодного оксидирования, повышает его коррозионную стойкость. Кроме того, добавление легирующих элементов снижает упорядоченность массива нанотрубок, а некоторые исследования показали, что массивы с низкой упорядоченностью обладают лучшей совместимостью.

В последнем

Технология модификации поверхности является более эффективным способом повышения биологической активности, износостойкости и антибактериальных свойств титана и титановых сплавов, а также совершенствования существующих традиционных биоматериалов для удовлетворения современных изменяющихся клинических потребностей. Исследователями было предпринято множество попыток улучшить дизайн и биосовместимость новых медицинских титановых сплавов. Модуль упругости новых медицинских титановых сплавов все больше приближается к значению модуля упругости костной ткани человека. Создание модифицированного покрытия на поверхности титановых сплавов позволило значительно улучшить их биосовместимость, способность к интеграции в костную ткань и антибактериальную способность. Кроме того, для улучшения износостойкости поверхности титановых сплавов используются различные физико-химические методы, заключающиеся в нанесении на поверхность титана слоя керамического покрытия с отличной износостойкостью, например, алмазоподобной углеродной пленки (DLC), покрытия из нитрида титана (TiN).