Progrès de la recherche sur le revêtement de modification de surface d'un alliage de titane médical pour l'implantation osseuse
Un aperçu du développement des alliages de titane médicaux
Dans les années 1940, le titane pur a commencé à attirer l'attention en tant que matériau biologique. Dans les années 1960, après que Branemark ait utilisé le titane pur comme matériau d'implant oral, le titane pur a commencé à remplacer partiellement l'acier inoxydable et les alliages CoCr comme matériaux d'implant biologique. Parallèlement, des alliages de titane médicaux ont également été recherchés et développés. Avec l'approfondissement de la recherche, les alliages de titane se sont progressivement développés, passant des alliages de titane de type première génération aux alliages de titane de type + - de deuxième génération offrant une meilleure résistance à la corrosion et une meilleure résistance. Les alliages représentatifs sont Ti-6Al-4V, Ti -5Al-2.5Fe, Ti-6Al-7Nb. Cependant, le module élastique de l'alliage de titane de deuxième génération est encore relativement élevé par rapport au module élastique de l'os humain (0,2 ~ 32 GPa). L'absorption du matériau ingéré peut provoquer une atrophie osseuse, créer une protection contre les contraintes et conduire au descellement de l'implant. Par conséquent, la recherche et le développement actuels d'alliages de titane médicaux sont principalement basés sur le type et le type métastables de troisième génération dont le module d'élasticité est plus proche de celui des os humains. Ce type d'alliage de titane évite également les éléments nocifs ou sensibilisants pour le corps humain lors du choix des éléments d'alliage. À l'heure actuelle, plus de 20 types d'alliages de titane à faible module élastique ont été développés, dont la plupart sont biocompatibles. Par exemple, une feuille de titane de grade 5, une plaque de titane de grade 5, une barre de titane de grade 5, etc. Le Japon a conçu et développé un alliage de titane Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr (TNTZ). en utilisant la théorie de l'alliage d'électrons D, et son module d'élasticité est aussi faible que 50 GPa, une excellente activité biologique, des éléments de phosphore et de calcium (éléments constitutifs du phosphate de calcium) peuvent être détectés à la surface après immersion dans un corps simulé fluide (SBF); l'Institut de recherche sur les métaux de l'Académie chinoise des sciences a développé un nouveau type de Ti-24Nb-4Zr- 7. Alliage 9Sn (Ti2448), son module d'élasticité n'est que de 45 GPa, sa résistance est de 850 MPa et la formation d'un film de passivation protecteur sur la surface peut lui conférer une résistance à la corrosion plus élevée. Après avoir progressivement trouvé une solution au problème du module d’élasticité élevé des matériaux d’implants médicaux en alliage de titane, les chercheurs se sont concentrés sur l’effet de l’alliage de titane sur la prolifération et la différenciation cellulaire. Au début de l'implantation, la faible capacité d'ostéointégration des surfaces de Ti et TiO2 entraînera une mauvaise différenciation des ostéoblastes, entraînant la formation de tissu fibreux autour de l'implant, ce qui à son tour provoquera le relâchement de l'implant et provoquera une inflammation due à la friction et d'autres conditions. D'autre part, les implants matures Ti-6Al-4V dans les applications commerciales sont susceptibles de libérer des ions Al et V qui sont toxiques pour le corps humain dans les fluides corporels. Par conséquent, afin d’augmenter l’activité biologique des implants en alliage de titane et d’empêcher la libération d’ions toxiques dans les implants, la modification de surface des alliages de titane est devenue un point chaud de la recherche sur les alliages de titane médicaux. À l'heure actuelle, la modification de la surface de l'alliage de titane médical consiste principalement à déposer un revêtement compatible sur la surface de l'alliage ou à modifier directement la structure et la composition de la surface, améliorant ainsi la capacité d'ostéointégration telle que la biocompatibilité, la résistance à la corrosion, la propriété antibactérienne et la différenciation cellulaire. .
Revêtement de modification de surface en alliage de titane médical pour implantation osseuse
Des études ont montré que les facteurs importants affectant la biocompatibilité et la capacité d’ostéointégration des matériaux d’implants comprennent principalement la mouillabilité de la surface, la rugosité, la composition et le type de cristaux. Dans l'environnement des fluides corporels, lorsque la surface du matériau de l'implant présente une bonne mouillabilité, la protéine est facilement adsorbée, ce qui est plus propice à l'adhésion cellulaire. De plus, la topographie spécifique de la surface est plus propice à la différenciation et à la croissance cellulaire. En tant que méthode importante de modification de surface des alliages de titane médicaux, la construction d'un revêtement modifié approprié sur la surface de l'alliage peut ajuster la structure de surface, la composition de surface, la mouillabilité, etc. de l'alliage tout en maintenant la résistance à la corrosion et les propriétés mécaniques de l'alliage. . Afin d'obtenir l'amélioration de la compatibilité et de l'ostéointégration. À l'heure actuelle, les revêtements de modification de surface courants des alliages de titane médicaux pour l'implantation osseuse comprennent principalement le revêtement d'hydroxyapatite (HA), le revêtement de chitosane et le revêtement de réseau de nanotubes TiO2, parmi lesquels le réseau de nanotubes TiO2 est l'original. Les revêtements structurels poreux auto-cultivés peuvent souvent être combinés. avec d'autres revêtements pour obtenir une meilleure fonctionnalité.
1. L'HA recouvert d'hydroxyapatite, en tant que principal composant inorganique des os humains, a une bonne biocompatibilité et peut jouer un rôle dans l'ostéoconduction et l'ostéoinduction. Lorsque l'HA est en contact avec des fluides corporels, les ions de surface peuvent échanger avec les ions de la solution aqueuse, et des molécules ou des ions tels que le collagène et les protéines peuvent être adsorbés sur leurs surfaces pour générer des biofilms et des revêtements. L'HA pur a de mauvaises propriétés mécaniques et n'est pas très adapté aux environnements porteurs, mais ce problème peut être résolu en préparant des revêtements HA sur d'autres surfaces d'implants pour le mélange. Le revêtement HA permet non seulement une liaison chimique étroite à l’interface os/implant, mais agit également comme une barrière entre les fluides corporels et les implants métalliques. L'effet de modification du revêtement HA est étroitement lié à sa méthode de préparation et à son processus de préparation. Il existe des différences dans la force de liaison, la cristallinité et la densité du revêtement HA préparé par différentes méthodes avec le substrat. La force de liaison entre le revêtement HA et le substrat est l’un des facteurs clés déterminant l’effet de modification. Une faible force de liaison peut facilement conduire à l’échec de la modification, et le pelage du revêtement HA peut provoquer des problèmes tels qu’une inflammation. Des études pertinentes ont montré que la force d'adhésion des revêtements HA préparés par pulvérisation magnétron peut atteindre 80 MPa, ce qui est supérieur à celle des revêtements préparés par pressage isostatique à chaud, dépôt laser pulsé, pulvérisation plasma et méthode sol-gel (environ 14, 16 , 25 et 26MP). À l’heure actuelle, la pulvérisation plasma et le dépôt électrophorétique sont couramment utilisés pour préparer des revêtements HA. Le dépôt électrophorétique peut recouvrir des substrats de formes complexes, mais sa force de liaison est faible. Après recuit du revêtement HA préparé par projection thermique, la force de liaison du revêtement est considérablement améliorée, ce qui est dû à la réduction des contraintes résiduelles par le traitement thermique. De plus, rendre rugueuse la surface de l'alliage de titane par diverses techniques de prétraitement, telles que la gravure par faisceau électronique, le sablage de microsphères, la gravure à l'acide et le meulage au papier de verre, ou le dépôt d'une couche de transition entre le revêtement HA et le substrat en alliage de titane, la force d'adhésion de le revêtement HA peut être amélioré. Les propriétés du revêtement HA lui-même, telles que la microstructure, la taille des grains HA et la force de liaison avec la matrice, ont toutes un certain impact sur la biocompatibilité des matériaux implantaires. Les différences de cristallinité des revêtements HA peuvent avoir un impact sur le comportement cellulaire, les revêtements HA faiblement cristallins présentant des taux de prolifération des ostéoblastes inférieurs à ceux des revêtements HA hautement cristallins. L'étude a révélé que les nanorevêtements et microrevêtements d'HA avec une cristallinité différente présentaient des caractéristiques de dissolution et de reprécipitation différentes, et que l'HA amorphe présentait une solubilité élevée in vivo, et il a été supposé que la cinétique précoce de formation osseuse était liée à la solubilité des revêtements d'HA. [38]. Le degré de cristallisation du revêtement HA peut être contrôlé par recuit ou dépôt à haute température (700 ~ 800 degrés). Le processus de recuit convertit une partie du revêtement amorphe en un revêtement cristallin et obtient une structure cristalline ou une substitution ionique avec un certain degré de cristallinité. Revêtement HA. Comparé au revêtement HA feuilleté, le revêtement à structure aciculaire est dense et uniforme, et le revêtement à structure aciculaire offre plus de surface de contact avec le liquide environnant, il est donc plus approprié pour le dépôt d'apatite (39). La microstructure du revêtement HA peut également être modifiée par chauffage et frittage [40]. Dikici et coll. [41] ont découvert que l'HA se décompose en phosphate tricalcique (TCP) lorsqu'il est fritté à plus de 1 050 degrés, et que l'HA est complètement décomposé lorsqu'il est fritté à 1 400 degrés ; La porosité de la couche augmente avec l'augmentation de la température de frittage. Hulbert et coll. [42] ont montré que la structure poreuse doit avoir une taille minimale de pores interconnectés d'environ 100 μm pour la croissance interne du nouveau tissu osseux et pour fournir un espace pour la circulation des fluides, et ils ont constaté que la taille plus petite des pores permet une minéralisation incomplète du tissu infiltrant. . Pour le revêtement HA, un revêtement HA entièrement dense n'est pas propice à la prolifération et à la différenciation cellulaire, et sa capacité à induire la formation osseuse est limitée, et il est principalement utilisé comme échafaudage pour la formation osseuse (43). Comparé au HA de taille micrométrique, le HA de taille nanométrique a une structure ultrafine et une activité de surface plus élevée. Le nano-HA est similaire aux minéraux présents dans la texture des os des tissus durs humains et possède des structures chimiques et cristallographiques similaires, et le nano-HA est plus capable d'améliorer la prolifération et la différenciation cellulaire que le micro-HA (44).
2. Le rapport stoechiométrique de Ca et P pour l'HA synthétique avec revêtement d'hydroxyapatite dopé est de 1,67, mais la bioapatite est de nature non stœchiométrique et se compose de petits cristaux caractérisés par une faible cristallinité et a une solubilité relativement élevée par rapport à la quantité stoechiométrique de HA. [45] . Afin d'améliorer les capacités antibactériennes et inductrices de différenciation des revêtements, sur la base de la structure de l'HA biologique, le dopage ionique de l'HA synthétique constitue une direction de recherche importante en matière de modification de surface. L'utilisation d'ions avec des fonctions biologiques telles que Mg2+, Zn2+, Sr2+, Ag+, Zr4+ et F- comme dopants peut non seulement modifier le rapport stoechiométrique de Ca et P dans le HA déposé, ajuster la structure cristalline, améliorer la stabilité du revêtement, etc. Il peut être adsorbé sur la surface du cristal pour améliorer la mouillabilité et obtenir l'effet d'améliorer l'activité biologique de l'implant. Le dopage des revêtements HA peut être divisé en dopage mono-élément et dopage multi-éléments. Parmi les dopages à un seul élément, le dopage à l'élément Sr a été largement étudié, le Sr peut être utilisé comme médicament pour traiter l'ostéoporose, avec l'augmentation du Sr, la prolifération des ostéoclastes est réduite, de plus, le Sr peut également améliorer les propriétés mécaniques de l'HA. . Boyd et coll. déposé le revêtement Sr-HA sur la surface de silicium par la méthode de pulvérisation magnétron. À mesure que la quantité de dopage au Sr augmentait de 5 % à 13 % (fraction massique), la rugosité de surface du revêtement augmentait progressivement, ce qui améliorait la résistance des cellules. d'adhésion. Le F- peut rendre l'attachement cellulaire favorable en générant un potentiel de surface plus faible, d'autre part, des expériences montrent que le dopage du F- augmente la résistance à la solubilité de l'HA. Le dopage de Mg2+ dans la structure HA peut augmenter considérablement la surface spécifique du revêtement, et Mg a un certain effet inhibiteur sur la cristallisation de HA, ce qui est bénéfique à la formation d'une autre substance biocompatible, le phosphate tricalcique ( -TCP). . Le codopage de plusieurs ions peut combiner les avantages du dopage d'un seul ion, et l'effet synergique du codopage de plusieurs éléments est plus évident. Par conséquent, afin d’améliorer les performances du revêtement HA, celui-ci est généralement co-dopé avec plusieurs ions. Samani et coll. préparé des revêtements HA co-dopés Zn/Ag par méthode sol-gel et découvert que le 1, 5 % de Zn-0. L'échantillon co-dopé à 6 % d'Ag (fraction massique) présentait le plus petit échantillon co-dopé parmi tous les échantillons co-dopés. Les échantillons co-dopés ont présenté de meilleurs résultats antibactériens que l’HA monodopé à 2,5 % de Zn et l’HA monodopé à 1,5 % d’Ag. Qiao et coll. préparé des revêtements HA/TiO2 co-dopés Si-Sr-Ag par électrodéposition. Le dopage des ions Sr et Si a amélioré les niveaux d'expression des gènes liés à l'ostéogenèse et a réussi à contrecarrer la cytotoxicité potentielle des ions Ag. . Les propriétés biologiques des revêtements co-dopés sont supérieures à celles des revêtements HA et Ag-HA, leur efficacité antibactérienne est comparable à celle des revêtements Ag-HA, et la teneur spécifique élevée en ions Si et Sr peut favoriser une bonne prolifération et régénération. des cellules et du tissu osseux, Améliore l’adhésion cellulaire. L'HA contenant du Si a un taux d'absorption plus élevé et possède un grand nombre de groupes actifs qui favorisent la fixation des ostéoblastes. Zhang et coll. préparé des revêtements HA co-dopés Na et F améliorés par des nanoparticules de SiC par dépôt électrochimique. Le remplacement du Ca2+ dans l'HA par Na+ peut favoriser la fixation cellulaire et le métabolisme osseux ; le remplacement de OH- dans HA par F- peut augmenter la stabilité structurelle. Par conséquent, le revêtement HA co-dopé avec Na et F peut présenter d'excellentes propriétés biologiques. Un grand nombre d’études ont montré que l’effet antibactérien de l’HA dopé aux ions dépend dans une large mesure de la concentration de l’élément dopant et des propriétés du dopant lui-même [30]. Effets antibactériens et ostéointégrateurs. À l’heure actuelle, il existe peu de littérature relative au dopage plasma avec des éléments de terres rares tels que La, Ce, Nd, Gd. Le revêtement HA dopé La3+ a une faible solubilité et des propriétés mécaniques améliorées[55] ; afin d'améliorer la résistance antibactérienne et à l'usure du revêtement HA, Aditi et al.[56] technologie de pulvérisation plasma utilisée dans le revêtement HA en alliage de titane. Lorsque du CeO2, de l'Ag et des nanotubes de carbone ont été ajoutés, il a été constaté que la constante d'usure et la contrainte de cisaillement du revêtement étaient considérablement réduites et que la propriété antibactérienne était bonne.
3. Revêtement de chitosane En plus des biocéramiques telles que l'HA, qui sont utilisées comme revêtement de surface des implants en alliage de titane, le chitosane, en tant que composé organique naturel, possède une bonne biocompatibilité, des propriétés antibactériennes et des propriétés anticellulaires. La promotion de la prolifération et de la différenciation est également souvent utilisée comme revêtement de modification de surface pour les implants en alliage de titane. Le chitosane possède également de bonnes propriétés d'adsorption, peut être biodégradé in vivo, n'a aucun effet toxique et peut être mélangé à d'autres substances telles que l'HA comme support de médicament. En contrôlant l'épaisseur du revêtement de chitosane, la concentration locale du médicament peut être régulée afin de traiter l'infection postopératoire, l'inflammation et d'obtenir une meilleure ostéointégration de l'implant. Le chitosane peut interagir avec les cellules bactériennes chargées négativement pour obtenir des effets antibactériens et réduire le risque d'échec de l'implant. Bien que son activité antibactérienne soit légèrement inférieure à celle de certains ions métalliques, il est plus sûr pour le corps humain. Le mécanisme antibactérien du chitosane consiste principalement à utiliser ses groupes fonctionnels (groupes aminés) et ses propriétés électriques positives pour réagir avec les membranes bactériennes afin d'inhiber la croissance bactérienne. Les propriétés antibactériennes du chitosane de différents poids moléculaires ne sont pas les mêmes. Chitosane de haut poids moléculaire. Zheng Lianying et al ont découvert que lorsque le poids moléculaire du chitosane est inférieur à 300 000, son effet antibactérien sur Escherichia coli et Staphylococcus aureus est opposé au changement de poids moléculaire. l’affaiblissement. Kiroshka et coll. a étudié l'effet des nanorevêtements de chitosane-chitine sur les ostéocytes de rat et a découvert que la porosité du revêtement et la distribution de la taille des pores étaient liées au poids moléculaire du chitosane, et que le poids moléculaire affectait également la structure du squelette de la croissance et de la prolifération cellulaire ; Dans leur étude, le revêtement de chitosane avec un poids moléculaire moyen (MW) de 160 000 présentait une porosité élevée, un faible taux de gonflement et une meilleure diffusion cellulaire. La présence d'une grande quantité de -OH dans le revêtement de chitosane, chargé positivement, peut accélérer le dépôt de PO4 3-, ce qui peut induire la formation d'HA in vivo, l'hydrophilie du substrat après greffage du Le revêtement de chitosane est amélioré et dans SBF Complete HA peut être formé après un revêtement de dépôt biomimétique, et la quantité de dépôt de l'échantillon non greffé (échantillon de titane) est significativement différente. Étant donné que le chitosane est difficile à former des liaisons chimiques avec les implants, afin d'améliorer sa force de liaison à la surface des alliages de titane, les chercheurs ont mené des recherches plus approfondies. Egemen et coll. chitosane déposé par électrophorèse sur Ti-6Al-4V sablé. L'étude a révélé que la morphologie du substrat après le sablage affectait la rugosité du revêtement de chitosane ; augmentation de volume. Jugowiec et coll. ajouté des nanopoudres et des nanoparticules d'HA aux colloïdes de chitosane, puis les a déposés par électrophorèse sur la surface de l'alliage Ti-13Nb-13Zr. L’étude a révélé que l’ajout de nanoparticules rendait l’épaisseur du chitosane déposé plus épaisse, ce qui était différent de celui des matériaux à base de titane. La force de liaison est meilleure et la résistance à la corrosion et la biocompatibilité du matériau sont améliorées. Zhang et coll. a traité la surface du titane avec un alcali, puis l'a immergée tour à tour dans une solution d'héparine de sodium et de carboxyméthylchitosane. En raison de la présence d'une grande quantité de -OH sur la surface du titane après traitement alcalin, sa surface rugueuse peut être étroitement combinée avec le chitosane. L'échantillon présente une excellente hydrophilie avec un angle de contact avec l'eau de seulement 8 degrés. Bien que le revêtement de chitosane présente une bonne biocompatibilité, ses propriétés mécaniques sont relativement médiocres et combler les lacunes des propriétés mécaniques du chitosane est la clé de son développement.
4. Croissance in situ de réseaux de nanotubes TiO2 à la surface des alliages de titane. La structure des nanotubes TiO2 peut empêcher la libération d'ions métalliques (tels que Al, V, etc.), faciliter la réaction d'implantation et présenter une meilleure résistance à la corrosion que le TiO2. matériaux en vrac et biocompatibilité. Par conséquent, la synthèse de revêtements de nanotubes TiO2 sur la surface des alliages de titane est devenue une autre mesure efficace pour améliorer leurs propriétés médicales. L'anodisation est souvent utilisée pour préparer des réseaux de nanotubes TiO2 à la surface de matériaux à base de titane, formant ainsi un revêtement TiO2 avec une structure poreuse similaire à celle de l'os. règlement. Les réseaux de nanotubes TiO2 préparés par la méthode d'anodisation sont à l'état amorphe. Après recuit, le réseau peut être transformé de l’état amorphe en phase anatase ou phase rutile. Après recuit à 300 ~ 500 degrés, il s'agit généralement d'une phase anatase, et un recuit à 600 degrés est ensuite progressivement transformé en phase rutile. L'augmentation de la cristallinité de surface réduit l'angle de contact avec l'eau des échantillons recuits, ce qui permet aux réseaux de nanotubes de présenter une mouillabilité de surface élevée, ce qui facilite l'adsorption des protéines et l'adhésion cellulaire, et l'effet synergique des nanotubes et de la structure cristalline accélère la dégradation de l'HA. déposition. Des études ont montré que la phase anatase présente de meilleures performances pour induire la différenciation cellulaire ou la prolifération cellulaire que la phase rutile, et qu'il est plus facile de déposer de l'HA sur la phase anatase. De plus, Yu et al. découvert que les nanotubes de TiO2 de diamètre relativement petit sont plus propices à l'adhésion et à la prolifération des ostéoblastes ; tandis que les nanotubes TiO2 de diamètre relativement grand présentent une meilleure capacité de différenciation ostéogénique, et que les gros nanotubes peuvent être utilisés dans la simulation cellulaire. Meilleur potentiel ostéogénique après traitement contre le stress oxydatif. Lorsque la tension d'anodisation varie dans une certaine plage, la longueur et le diamètre des nanotubes augmentent avec l'augmentation de la tension ; avec l'augmentation du temps d'oxydation, la rugosité de surface de l'échantillon augmente et l'angle de contact avec l'eau diminue également. L'alliage Ti-6Al-4V est un matériau biomédical relativement largement utilisé, composé de phase +. Au cours du processus d'anodisation, les taux de dissolution des deux phases sont différents et la longueur du tube des nanotubes est différente selon les régions de phase. Mansoorianfar et coll.[75] fabriqué avec succès des réseaux de nanotubes TiO2 avec une bonne uniformité sur un alliage Ti-6Al-4V par oxydation anodique secondaire à une tension de 50 ~ 75 V. La morphologie des nanotubes est illustrée à la figure 1. La longueur et le diamètre moyens du tube augmentent avec l'augmentation de la tension. Il a été constaté que les échantillons préparés à 60 V présentaient la meilleure viabilité cellulaire, et la figure 2 montre l'analyse au bromure de diphényltétraoxazole (MTT) des cellules stromales de moelle osseuse MG63 cultivées sur chaque échantillon. La préparation de couches de nanotubes TiO2 sur des alliages de bio-titane à faible module élastique garantit non seulement les propriétés mécaniques des matériaux d'implants, mais améliore également leur biocompatibilité. Li et coll. [76] ont préparé des couches de réseau de nanotubes TiO2 sur la surface de l'alliage de titane Ti-24Nb-4Zr-7.9Sn(Ti2448), nanotube-Ti2448 (NTi2448) comparé au Ti pur, nanotube -Ti(NT) et Ti2448, ont montré une mouillabilité, une résistance à la corrosion, une cytocompatibilité et une capacité d'ostéointégration plus élevées. Grâce à l'ajout de Nb, Zr et d'autres éléments à l'alliage de titane à faible module élastique, le film d'oxyde formé après anodisation améliore sa résistance à la corrosion. De plus, l'ajout d'éléments d'alliage réduit l'ordre du réseau de nanotubes et le diamètre du tube est différent. , et des études ont également montré que les tableaux avec un degré d'ordre faible présentent une meilleure compatibilité. À l'heure actuelle, la modification de surface des matériaux à base de titane par oxydation anodique se concentre principalement sur la recherche de titane pur et d'alliage Ti-6Al-4V. Les chercheurs ont exploré la morphologie, la composition, la relation entre la structure cristalline, etc. et la rugosité de la surface, la mouillabilité, la prolifération et la différenciation cellulaire. Cependant, peu d’attention a été accordée à l’effet des éléments d’alliage des nouveaux alliages médicaux de titane sur la morphologie des revêtements de réseaux de nanotubes préparés par anodisation.
5. Modification de surface basée sur le revêtement d'un réseau de nanotubes TiO2 Pour la modification de surface des alliages de titane, les chercheurs intègrent souvent divers moyens techniques pour concevoir en fonction d'exigences spécifiques. La combinaison de plusieurs méthodes de modification intègre dans une large mesure les avantages de chaque méthode de modification, et l'effet de modification est également continuellement optimisé.
Afin d'améliorer la résistance à l'usure des implants, la pulvérisation magnétron et d'autres méthodes ont été utilisées dans le passé pour préparer des couches de TiN à la surface des implants, mais sur la base de nanotubes de TiO2, des revêtements de réseaux de nanotubes de TiN peuvent être obtenus par réduction et nitruration continues du TiO2. nanotubes. , ce qui garantit non seulement que la structure poreuse répond aux exigences de biocompatibilité, mais améliore également sa résistance à l'usure. Le réseau de nanotubes TiO2 présente une grande surface spécifique, et l'utilisation du réseau de nanotubes TiO2 comme couche de transition peut augmenter la force d'adhérence du revêtement HA et améliorer la quantité de dépôt du revêtement HA. Lin et coll. du titanate de calcium (CaTiO3) formé à la surface des nanotubes par calcification sous vide et traitement hydrothermal, qui a fourni des sites de nucléation pour l'HA et réalisé la liaison chimique entre le revêtement nanométrique d'HA et la matrice TiO2. Fathyunes et coll. utilisé l'électrodéposition assistée par ultrasons pour préparer un revêtement d'oxyde de graphène-HA sur des nanotubes de TiO2. Le graphène améliore les propriétés mécaniques du revêtement HA et le graphène lui-même est biocompatible. Des études antérieures ont montré que le graphène peut induire la différenciation des cellules souches et stimuler les ostéoblastes. Le revêtement d’un réseau de nanotubes TiO2 présente également des avantages uniques en matière de chargement d’ions et de médicaments à libération lente. À l'heure actuelle, le revêtement de réseau de nanotubes TiO2 a commencé à être utilisé comme revêtement à structure poreuse pour charger des ions ou des médicaments antibactériens et anti-inflammatoires, et joue le rôle de libération intelligente de médicaments en modifiant la température, le pH et d'autres conditions. Les plasmons Ag, Cu, Sr chargés sur des réseaux de nanotubes TiO2 peuvent être utilisés comme agents antimicrobiens à libération prolongée et lente dans les organismes vivants. Chen Yi et al[84] ont utilisé la pulvérisation magnétron pour préparer des films minces de TiAg, puis l'anodisation pour préparer des réseaux de nanotubes de TiO2 chargés d'Ag, puis ont utilisé une méthode hydrothermale pour charger du SrTiO3. Les échantillons chargés en ions présentaient toujours de bonnes performances après 60 jours. Bonnes propriétés antibactériennes et ostéoinductives. De plus, les nanotubes TiO2 sont souvent utilisés comme conteneurs pour les médicaments antibactériens afin d'obtenir l'effet de libération prolongée intelligente des médicaments, mais le contrôle de la vitesse de libération du médicament en contrôlant la longueur et le diamètre des nanotubes présente certaines limites, c'est pourquoi il est souvent utilisé. dans des nanotubes chargés de médicaments. Le réseau de tubes est encapsulé avec un biopolymère pour empêcher la libération éclatée du médicament. Zhong et coll. de l'acide polyméthacrylique enrobé sur des réseaux de nanotubes de TiO2 chargés de norfloxacine, qui présentaient une petite libération en rafale (34,4 %) et un temps de libération prolongé plus long. La méthode proposée par Aw et al. L'utilisation de nanotubes chargés de micelles polymères chargées de médicaments et le revêtement de la surface des nanotubes TiO2 avec des revêtements biopolymères tels que le chitosane ont également amélioré les fonctions antibactériennes et anti-inflammatoires des nanotubes TiO2. D’un autre côté, certains chercheurs ont amélioré le taux de chargement et de libération des médicaments en modifiant la rugosité de la paroi des nanotubes, ce qui s’applique également aux médicaments hydrophiles et hydrophobes (88). Sur la base de l'effet de modification des revêtements actuels de réseau de nanotubes TiO2, la préparation de revêtements de réseau de nanotubes TiO2 sur la surface des implants en alliage de titane devrait devenir une étape fondamentale dans la modification des alliages de titane médicaux à l'avenir.
