Titanlegering används ofta inom det biomedicinska området på grund av dess utmärkta mekaniska egenskaper och biokompatibilitet. Men titanlegering och titan har biologisk tröghet, främst genom fysisk chimerism i kroppen, vilket är lätt att orsaka lossning och falla av vid långvarig användning. Dessutom, på grund av skillnaden i termisk expansionskoefficient mellan titan och ben, orsakas också instabiliteten i bindningen. Därför har olika tekniker för ytmodifiering av titan föreslagits för att tillgodose behoven i klinisk tillämpning. Vanliga ytmodifieringsmetoder för implantatmaterial inkluderar huvudsakligen: lös och grov ytbehandling av implantatmaterial; Ytbeläggningen av det implanterade materialet är laddat med bioaktiva molekyler eller material för ytmodifiering.

Studier har visat att de viktigaste faktorerna som påverkar implantatmaterialens biokompatibilitet och osteointegrationsförmåga huvudsakligen inkluderar materialytans vätbarhet, grovhet, sammansättning och kristalltyp. I den humorala miljön är god ytvätbarhet hos implantatmaterialet mer gynnsamt för proteinadsorption och celladhesion. Dessutom är specifika ytförhållanden mer gynnsamma för celldifferentiering och tillväxt. Genom ytmodifieringsprocessen för titanlegering kan en lämpligt modifierad beläggning konstrueras på legeringsytan för att optimera legeringens ytstruktur, sammansättning och vätbarhet samtidigt som legeringens korrosionsbeständighet och mekaniska egenskaper bibehålls, så att förbättringen av kompatibilitet och benintegrationsförmåga uppnås.

För närvarande inkluderar de vanliga ytmodifieringsbeläggningarna av medicinsk titanlegering för benimplantation huvudsakligen hydroxiapatit (HA) beläggning, grafenbeläggning, chitosanbeläggning och TiO2 nanotube array beläggning, bland vilka TiO2 nanotube array kan kombineras med andra beläggningar för att uppnå bättre funktioner på grund av dess in situ självväxande porösa strukturbeläggning. I framtiden är huvudriktningen för medicinsk ytmodifiering av titanlegering att förbättra implantatens benintegrationsförmåga genom att förbereda ytmodifierade beläggningar och kombinera olika ytmodifieringsmetoder.

Beläggning av hydroxiapatit (HA)

Hydroxylapatit (HA) är den viktigaste oorganiska komponenten i mänskligt ben och har god biokompatibilitet. Vid kontakt med kroppsvätskor kan HA-ytans joner bytas ut mot joner i en vattenlösning, och molekyler som kollagen och proteiner eller joner adsorberas på deras ytor för att bilda biofilmer och beläggningar. HA-beläggning kombinerar inte bara kemiska bindningar på benet / implantatet nära utan också som en barriär mellan vätskan och metallimplantaten, vilket beror på dess beredningsmetoder och teknik, vilket påverkar bindningsstyrkan, kristalliniteten och densitetsmatrisen, kombinationen av låg intensitet kan leda till modifiering av misslyckande, Flakning av HA-beläggningen kan orsaka inflammation och andra problem. Resultaten visar att vidhäftningsstyrkan hos HA-beläggning genom magnetronförstoftning kan nå 80 MPa, vilket är högre än vidhäftningsstyrkan hos beläggning som framställts genom het isostatisk pressning, pulslaseravsättning, plasmasprutning och sol-gel-metod (ca 14 MPa, 16 MPa, 25 MPa respektive 26 MPa).

För närvarande används ofta plasmasprutning och elektroforetisk deposition för att bereda HA-beläggning, och den senare kan användas för komplex matrisbeläggning. HA-beläggningen som framställdes genom termisk sprutning glödgades för att minska restspänningen, och bindningsstyrkan hos HA-beläggningen ökade uppenbarligen eftersom restspänningen minskades genom värmebehandling. För att förbättra HA-beläggningens vidhäftningsstyrka kan titanlegeringens yta ruggas upp med olika förbehandlingstekniker som elektronstråleetsning, mikrosfärblästring, surgörande etsning och sandpappersslipning, eller så kan övergångsskiktet avsättas mellan HA-beläggningen och titanlegeringens substrat.

HA-beläggningens kristallinitet påverkar cellernas beteende. Jämfört med HA-beläggning med hög kristallinitet visar HA-beläggning med låg kristallinitet en lägre proliferationshastighet hos osteoblaster. Det visade sig att HA-nanobeläggningen och mikronbeläggningen med olika kristallinitet visade olika upplösnings- och återfällningsegenskaper, och den inkvalitativa HA visade hög löslighet in vivo. Det spekuleras i att den tidiga benbildningskinetiken är relaterad till lösligheten hos HA-beläggningen. Kontrollerad kristallisering av HA-beläggning kan realiseras genom glödgning eller deponering vid höga temperaturer (700 ~ 800 ℃). En del av den amorfa beläggningen omvandlas till kristallin beläggning under glödgningsprocessen och HA-beläggning med viss kristallinitet eller jon-substituerad struktur kan erhållas. Jämfört med HA-skiktbeläggningen är beläggningen med acikulär struktur tät och enhetlig, vilket ger mer kontaktyta med den omgivande vätskan och därför är mer lämplig för apatitavsättning. HA-beläggningens mikrostruktur kan också ändras genom uppvärmning och sintring. Hulbert et al. visade att den porösa strukturen kräver oxidkeramik med en minsta sammanhängande porstorlek på ca 100 μm för att ny benvävnad ska kunna växa inåt och ge utrymme för vätskecirkulation. De fann att den mindre porstorleken möjliggör ofullständig mineralisering av den permeabla vävnaden. En helt tät HA-beläggning bidrar inte till cellproliferation och differentiering och används huvudsakligen som benbildningsställning, vilket resulterar i dess begränsade förmåga att inducera benbildning.

Grafénbeläggning

År 2004 lyckades de brittiska fysikerna vid University of Manchester Geim och Novoselov grafit genom band mikro mekanisk separation isolerade monolager av kolatomer i strukturen, nämligen punkterna i grafen göra stenmaterial med hög specifik ytarea, hög ledande värmeledningsförmåga, låg densitet, utmärkta fysikaliska egenskaper, de två forskarna vann Nobelpriset i fysik 2010. Forskarna fann att små molekyler genom olika grupper av kemisk modifiering kan bilda olika grafenderivat, såsom grafenoxid, reduktion av grafenoxid, kolnanorör etc., dessa material med olika egenskaper hos grafenmaterialfamiljen, som ofta används för biologisk materialmodifiering oxideras grafenderivat. I ett stort antal studier om grafen och dess derivatmodifierade kompositmaterial som främjar osteogenes fann forskare att grafenbelastade byggnadsställningsmaterial visade bättre cytokompatibilitet och osteoregenerationsinduktionsförmåga och utforskade mekanismen för dess främjande av benregenerering. Kumar et al. visade att go ökade upptaget av osteogena faktorer i humana mesenkymala stamceller in vitro, vilket främjar osteogen differentiering av stamceller. Grafen har visat sig koncentrera dexametason och 0-glycerofosfat, två klassiska osteogena inducerare, i kultur för att främja differentieringen av mesenkymala stamceller från mänsklig benmärg till osteoblaster. Dessutom kan rGO-ljusapatitkomposit reglera uttrycket av benrelaterade proteiner och främja matrismognad och förkalkning.

Beläggning av chitosan

Som en naturlig organisk förening har chitosan fördelarna med god biokompatibilitet, icke-toxicitet, god antibakteriell förmåga och främjar cellproliferation och differentiering, och används ofta som ytmodifieringsbeläggning för implantat av titanlegering. Chitosan har också god adsorptionskapacitet, kan vara biologiskt nedbrytbart in vivo och kan kombineras med hydroxiapatit och andra ämnen som en bärare. Tjockleken på chitosanbeläggningen kan kontrolleras för att styra den lokala koncentrationen av läkemedel för att behandla postoperativ infektion och inflammation, så att implantatet kan uppnå bättre benintegration och snabb läkning. Chitosan kan interagera med negativt laddade bakterieceller för att uppnå den antibakteriella effekten, men det är något mindre antibakteriellt än metalljoner, vilket minskar risken för implantationsfel.

TiO2 Nanotube Array-beläggning

TiO2 nanorörsstruktur kan förhindra frisättning av metalljoner (såsom Al, V, etc.) och lindra implantationsreaktionen, vilket visar bättre korrosionsbeständighet och biokompatibilitet än TiO2 bulkmaterial. Därför blir syntesen av TiO2 nanorörsarraybeläggning på titanlegeringsytan en effektiv åtgärd för att förbättra dess medicinska prestanda.

Anodisk oxidation används ofta för TiO2-nanorörsarrayer på ytan av titanmaterial, för att bilda TiO2-oxidskiktbeläggning med ungefär skelettporös struktur. Genom att ändra anodisk oxidationsspänning och varaktighet kan rörlängden och diametern hos TiO2-nanorörsarrayer regleras. TiO2-nanorörsarrayer framställda genom anodisk oxidation var amorfa och kunde förändras från amorft till anatasfas eller rutilfas efter glödgning vid 300-500 ℃ och förändrades gradvis till rutilfas efter glödgning vid 600 ℃. Med ökningen av ytkristalliniteten förbättras ytvätbarheten hos nanorörsuppsättningen, vilket underlättar proteinadsorption och celladhesion. Den synergistiska effekten av nanoröret och kristallstrukturen accelererar avsättningen av hydroxiapatit. Resultaten visar att anatasfasen är överlägsen rutilfasen när det gäller att inducera celldifferentiering eller cellproliferation och att den förra fasen är mer benägen att deponera hydroxiapatit. När den anodiska oxidationsspänningen ligger inom ett visst intervall ökar nanorörens längd och diameter i takt med att spänningen ökar. När oxidationstiden ökar, ökar ytjämnheten och kontaktvinkeln minskar.

Ti-6Al-4V-legering är ett relativt allmänt använt biomedicinskt material, som består av α+β-fas. Under anodisk oxidation är lösligheten hos de två faserna olika, och längden på nanorören är också olika i olika fasregioner. Mansoorianfar et al. framställde framgångsrikt TiO2 nanorörsmatriser med god enhetlighet på Ti-6Al-4V-legering genom sekundär anodisk oxidation vid en spänning på 50-75 V. Den genomsnittliga rörlängden och nanorörets diameter ökade med spänningsökningen (visas i figuren nedan). Studien visade att provet som framställts vid en spänning på 60 V uppvisade den bästa cellaktiviteten.

Framställning av TiO2 nanorörsarrayskikt på biotitanlegering med låg elasticitetsmodul säkerställer inte bara implantatmaterialets mekaniska egenskaper utan förbättrar också biokompatibiliteten. Li et al. beredde TiO2 nanorörsarrayskikt på ti-24Nb-4Zr-7.9Sn (Ti2448) titanlegeringsyta och jämförde ren Ti, nanorörs-Ti (NT) och Ti2448. Nanotube-ti2448 (NTi2448) uppvisade högre vätbarhet, korrosionsbeständighet, cytokompatibilitet och benintegrationsförmåga. På grund av tillsatsen av Nb, Zr och andra element i titanlegering med låg elasticitetsmodul, förbättrar oxidationsfilmen som bildas efter anodisk oxidation dess korrosionsbeständighet. Dessutom minskar tillsatsen av legeringselement ordningen i nanorörsmatrisen, och vissa studier har visat att matriser med låg ordning visar bättre kompatibilitet.

I den sista

Ytmodifieringsteknik är ett effektivare sätt att förbättra den biologiska aktiviteten, slitstyrkan och de antibakteriella egenskaperna hos titan och titanlegeringar, och att förbättra de befintliga konventionella biomaterialen för att möta de nuvarande framväxande kliniska behoven. Forskare har gjort många försök att förbättra designen och biokompatibiliteten hos nya medicinska titanlegeringar. Elasticitetsmodulen för de nyutvecklade medicinska titanlegeringarna ligger allt närmare elasticitetsmodulvärdet för mänsklig benvävnad. Konstruktionen av modifierade beläggningar på ytan av titanlegeringar har avsevärt förbättrat legeringarnas biokompatibilitet, benintegrationsförmåga och antibakteriella förmåga. Dessutom har en rad olika fysikaliska och kemiska metoder använts för att förbättra slitstyrkan hos titanlegeringsytor, genom att ett lager av keramisk beläggning med utmärkt slitstyrka avsätts på titanytan, såsom diamantliknande kolfilm (DLC), titannitrid (TiN) beläggning.