뼈 이식용 의료용 티타늄 합금의 표면 개질 코팅 연구 진행

의료용 티타늄 합금 개발 개요

1940년대에는 순수 티타늄이 생물학적 소재로 주목받기 시작했습니다. 1960년대 Branemark가 순수 티타늄을 구강 임플란트 재료로 사용한 이후, 순수 티타늄은 생물학적 임플란트 재료로서 스테인리스강과 CoCr 합금을 부분적으로 대체하기 시작했습니다. 동시에 의료용 티타늄 합금도 연구 개발되었습니다. 연구가 심화됨에 따라 티타늄 합금은 1세대 티타늄 합금에서 내식성과 강도가 더 우수한 2세대 + -형 티타늄 합금으로 점차 발전해 왔습니다. 대표적인 합금으로는 Ti-6Al-4V, Ti -5Al-2.5Fe, Ti-6Al-7Nb 등이 있습니다. 그러나 2세대 티타늄합금의 탄성계수는 인체 뼈의 탄성계수(0.2~32GPa)에 비해 여전히 상대적으로 높다. 섭취한 물질의 흡수는 뼈 위축을 유발하고 응력 차폐를 생성하며 임플란트가 느슨해지게 할 수 있습니다. 따라서 현재 의료용 티타늄 합금의 연구 개발은 주로 탄성 계수가 인간의 뼈에 가까운 3세대 준안정 유형 및 유형을 기반으로 합니다. 이러한 유형의 티타늄 합금은 합금 원소를 선택할 때 인체에 유해하거나 민감하게 만드는 원소를 피합니다. 현재 저탄성률을 갖는 20여종 이상의 티타늄 합금이 개발되었으며, 대부분이 생체적합성을 갖고 있다. 예를 들어 5등급 티타늄 시트, 5등급 티타늄 플레이트, 5등급 티타늄 바 등이 있습니다. 일본은 Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr(TNTZ) 티타늄 합금을 설계하고 개발했습니다. d-전자 합금 이론을 이용하여 탄성률이 50GPa로 낮아 생물학적 활성이 우수하며, 침지 후 표면에서 인과 칼슘 원소(인산칼슘의 구성 원소)를 검출할 수 있습니다. 모의 체액(SBF); 중국과학원 금속연구소에서는 새로운 유형의 Ti-24Nb-4Zr- 7을 개발했습니다. 9Sn 합금(Ti2448)의 탄성 계수는 ​​45GPa에 불과하고 강도는 850MPa이며 표면에 보호 부동태 피막을 형성하면 내식성이 더 높아질 수 있습니다. 연구진은 의료용 티타늄 합금 임플란트 재료의 높은 탄성률 문제에 대한 해결책을 점차 찾아낸 후, 티타늄 합금이 세포 증식 및 분화에 미치는 영향에 집중했습니다. 임플란트 초기에는 Ti와 TiO2 표면의 골유착 능력이 떨어져 조골세포의 분화가 잘 되지 않아 임플란트 주위에 섬유조직이 형성되어 마찰과 마찰로 인해 임플란트가 헐거워지고 염증이 발생하게 됩니다. 다른 조건. 반면, 상업용으로 사용되는 성숙한 Ti{39}}Al-4V 임플란트는 인체에 ​​독성이 있는 Al 및 V 이온을 체액으로 방출하는 경향이 있습니다. 따라서 티타늄 합금 임플란트의 생물학적 활성을 증가시키고 임플란트의 독성 이온 방출을 방해하기 위해 티타늄 합금의 표면 개질이 의료용 티타늄 합금의 연구 핫스팟이 되었습니다. 현재 의료용 티타늄 합금의 표면 개질은 주로 합금 표면에 상용성 코팅을 증착하거나 표면 구조 및 조성을 직접 변경하여 생체 적합성, 내식성, 항균성 및 세포 분화와 같은 골융합 능력을 향상시키는 방법으로 이루어집니다. .

뼈 이식용 의료용 티타늄 합금의 표면 개질 코팅

연구 결과에 따르면 임플란트 재료의 생체적합성과 골융합 능력에 영향을 미치는 중요한 요소에는 주로 표면 습윤성, 거칠기, 구성 및 결정 유형이 포함됩니다. 체액 환경에서 임플란트 재료 표면의 습윤성이 좋으면 단백질이 쉽게 흡착되어 세포 접착에 더 도움이 됩니다. 또한, 특정 표면 지형은 세포 분화 및 성장에 더 도움이 됩니다. 의료용 티타늄 합금의 표면 개질을 위한 중요한 방법으로 합금 표면에 적합한 개질 코팅을 구성하면 합금의 내식성 및 기계적 특성을 유지하면서 합금의 표면 구조, 표면 조성, 습윤성 등을 조정할 수 있습니다. . 호환성 및 골유착의 개선을 달성하기 위해. 현재 뼈 이식용 의료용 티타늄 합금의 일반적인 표면 개질 코팅에는 주로 수산화인회석(HA) 코팅, 키토산 코팅 및 TiO2 나노튜브 배열 코팅이 포함되며, 그 중 TiO2 나노튜브 배열은 원래 자체 성장한 다공성 구조 코팅과 결합될 수 있는 경우가 많습니다. 더 나은 기능을 달성하기 위해 다른 코팅과 함께.

1. 인간 뼈의 주요 무기 성분인 하이드록시아파타이트 코팅 HA는 생체 적합성이 좋으며 골전도 및 골유도에 중요한 역할을 할 수 있습니다. HA가 체액과 접촉하면 표면 이온이 수용액의 이온과 교환될 수 있으며, 콜라겐 및 단백질과 같은 분자 또는 이온이 표면에 흡착되어 생물막 및 코팅을 생성할 수 있습니다. Pure HA는 기계적 성질이 좋지 않아 하중을 견디는 환경에 그다지 적합하지 않습니다. 그러나 이 문제는 컴파운딩을 위해 다른 임플란트 표면에 HA 코팅을 준비함으로써 해결될 수 있습니다. HA 코팅은 뼈/임플란트 경계면에서 긴밀한 화학적 결합을 가능하게 할 뿐만 아니라 체액과 금속 임플란트 사이의 장벽 역할도 합니다. HA 코팅의 개질 효과는 제조 방법 및 제조 공정과 밀접한 관련이 있습니다. 다양한 방법으로 제조된 HA 코팅은 기판과 결합 강도, 결정성 및 밀도에 차이가 있습니다. HA 코팅과 기판 사이의 결합 강도는 개질 효과를 결정하는 핵심 요소 중 하나입니다. 접착력이 낮으면 개질 실패로 이어지기 쉬우며, HA 코팅이 벗겨져 염증 등의 문제가 발생할 수 있다. 관련 연구에 따르면 마그네트론 스퍼터링 방법으로 제조된 HA 코팅의 접착 강도는 80 MPa에 도달할 수 있으며 이는 열간 등방압 프레싱, 펄스 레이저 증착, 플라즈마 스프레이 및 졸-겔 방법으로 제조된 코팅보다 높습니다(대략 14, 16 , 25 및 26MP). 현재 HA 코팅을 준비하는 데에는 플라즈마 분사와 전기영동 증착이 일반적으로 사용됩니다. 전기영동 증착은 복잡한 형상의 기판을 코팅할 수 있지만 접착력이 낮습니다. 용사로 제조된 HA 코팅을 어닐링한 후, 코팅의 결합강도가 현저히 향상되는데, 이는 열처리에 의한 잔류응력의 감소에 기인한다. 또한, 전자빔 에칭, 마이크로스피어 블라스팅, 산 에칭, 사포 연삭 등의 다양한 전처리 기술로 티타늄 합금의 표면을 거칠게 하거나, HA 코팅과 티타늄 합금 기재 사이에 전이층을 증착하는 것은 모두 티타늄 합금의 접착 강도를 향상시킵니다. HA 코팅을 개선할 수 있습니다. 미세 구조, HA 입자 크기 및 매트릭스와의 결합 강도와 같은 HA 코팅 자체의 특성은 모두 임플란트 재료의 생체 적합성에 일정한 영향을 미칩니다. HA 코팅의 결정화도 차이는 세포 거동에 영향을 미칠 수 있으며, 저결정성 HA 코팅은 고결정성 HA 코팅에 비해 조골세포 증식 속도가 더 낮습니다. 이 연구는 결정성이 다른 HA 나노코팅과 마이크로코팅이 서로 다른 용해 및 재침전 특성을 보였으며, 무정형 HA가 생체 내에서 높은 용해도를 나타냄을 발견했으며, 초기 골 형성 동역학이 HA 코팅의 용해도와 관련이 있는 것으로 추측되었습니다. [38]. HA 코팅의 결정화 정도는 고온(700~800도)에서 어닐링 또는 증착을 통해 제어할 수 있습니다. 어닐링 공정은 비정질 코팅의 일부를 결정질 코팅으로 변환하고 특정 정도의 결정성을 갖는 결정 구조 또는 이온 치환을 얻습니다. HA 코팅. 박편형 HA 코팅과 비교하여 침상 구조 코팅은 조밀하고 균일하며 침상 구조 코팅은 주변 액체와 더 많은 접촉 면적을 제공하므로 인회석 증착에 더 적합합니다 [39]. HA 코팅의 미세구조는 가열 및 소결에 의해 변경될 수도 있습니다[40]. Dikiciet al. [41] HA는 1050도 이상에서 소결하면 인산삼칼슘(TCP)으로 분해되고, 1400도 이상에서 소결하면 HA가 완전히 분해된다는 사실을 발견했습니다. 소결 온도가 증가함에 따라 층의 다공성이 증가합니다. Hulbertet al. [42]는 다공성 구조가 새로운 뼈 조직의 내성장과 유체 순환을 위한 공간을 제공하기 위해 약 100μm의 최소 상호 연결된 기공 크기를 가져야 함을 보여 주었으며, 더 작은 기공 크기는 침윤 조직의 불완전한 무기화를 허용한다는 것을 발견했습니다. . HA 코팅의 경우, 완전 조밀한 HA 코팅은 세포 증식 및 분화에 도움이 되지 않으며, 뼈 형성 유도 능력이 제한되어 뼈 형성을 위한 지지체로 주로 사용된다[43]. 마이크론 크기의 HA와 비교하여 나노 크기의 HA는 초미세 구조와 더 높은 표면 활성을 가지고 있습니다. Nano-HA는 인간의 경조직 뼈 조직에서 발견되는 미네랄과 유사하며 유사한 화학적, 결정학적 구조를 가지고 있으며 nano-HA는 micro-HA보다 세포 증식 및 분화를 더 향상시킬 수 있습니다[44].

2. 도핑된 수산화인회석 코팅이 된 합성 HA에 대한 Ca와 P의 화학량론적 비율은 1.67이지만, 생체인회석은 본질적으로 비화학양론적이며 낮은 결정성을 특징으로 하는 작은 결정으로 구성되며 HA의 화학양론적 양에 비해 상대적으로 높은 용해도를 갖습니다. [45] . 코팅의 항균 및 분화 유도 능력을 향상시키기 위해 생물학적 HA의 구조를 기반으로 합성 HA의 이온 도핑은 표면 개질의 중요한 연구 방향입니다. Mg2+, Zn2+, Sr2+, Ag+, Zr4+ 및 F-와 같은 생물학적 기능을 갖는 이온을 도펀트로 사용하면 Ca의 화학량론적 비율을 변경할 수 있을 뿐만 아니라 및 증착된 HA 내의 P, 결정 구조 조정, 코팅 안정성 향상 등. 결정 표면에 흡착되어 습윤성을 향상시키고 임플란트의 생물학적 활성을 향상시키는 효과를 얻을 수 있습니다. HA 코팅의 도핑은 단일 원소 도핑과 다중 원소 도핑으로 나눌 수 있습니다. 단일 원소 도핑 중 Sr 원소 도핑이 널리 연구되어 왔으며 Sr은 골다공증 치료 약물로 사용될 수 있으며 Sr이 증가하면 파골 세포의 증식이 감소하고 Sr은 HA의 기계적 특성도 향상시킬 수 있습니다 . Boydet al. 마그네트론 스퍼터링 방법으로 실리콘 표면에 Sr-HA 코팅을 증착했습니다. Sr 도핑량이 5%에서 13%(질량 분율)로 증가함에 따라 코팅의 표면 거칠기가 점차 증가하여 셀 저항이 향상되었습니다. 접착의. F-는 더 낮은 표면 전위를 생성하여 세포 부착을 유리하게 만들 수 있지만, 실험에서는 F- 도핑이 HA의 용해도 저항을 증가시키는 것으로 나타났습니다. HA 구조에 Mg2+를 도핑하면 코팅의 비표면적을 크게 증가시킬 수 있으며 Mg는 HA의 결정화에 특정 억제 효과가 있어 또 다른 생체 적합성 물질인 인산삼칼슘( -TCP) 단계. . 다중 이온의 공동 도핑은 단일 이온 도핑의 장점을 결합할 수 있으며 다중 원소의 공동 도핑의 시너지 효과는 더욱 분명합니다. 따라서 HA 코팅의 성능을 향상시키기 위해 일반적으로 다중 이온을 함께 도핑합니다. Samaniet al. 졸-겔 방법으로 Zn/Ag 공동 도핑된 HA 코팅을 제조하고 1.5%Zn-0을 발견했습니다. 6% Ag(질량 분율) 공동 도핑된 샘플은 모든 공동 도핑된 샘플 중에서 공동 도핑된 샘플이 가장 작았습니다. 공동 도핑된 샘플은 2.5% Zn 단일 도핑 HA 및 1.5% Ag 단일 도핑 HA보다 더 나은 항균 결과를 나타냈습니다. Qiaoet al. 전착을 통해 Si-Sr-Ag 공동 도핑 HA/TiO2 코팅을 준비했습니다. Sr 및 Si 이온 도핑은 골형성 관련 유전자의 발현 수준을 향상시키고 Ag 이온의 잠재적 세포독성을 성공적으로 상쇄했습니다. . 공동 도핑된 코팅의 생물학적 특성은 HA 및 Ag-HA 코팅보다 우수하고, 항균 효능은 Ag-HA 코팅과 비슷하며, 특히 높은 Si 및 Sr 이온 함량은 우수한 증식 및 재생을 촉진할 수 있습니다. 세포 및 뼈 조직의 세포 접착을 향상시킵니다. Si 함유 HA는 흡수율이 더 높고 조골세포의 부착을 촉진하는 활성기를 많이 가지고 있습니다. Zhang et al. 전기화학적 증착을 통해 SiC 나노입자 강화 Na 및 F 공동 도핑 HA 코팅을 준비했습니다. HA의 Ca2+를 Na+로 대체하면 세포 부착과 뼈 대사를 촉진할 수 있습니다. HA의 OH-를 F-로 대체하면 구조적 안정성을 높일 수 있습니다. 따라서 Na와 F가 함께 도핑된 HA 코팅은 우수한 생물학적 특성을 나타낼 수 있습니다. 많은 연구에서 이온 도핑된 HA의 항균 효과는 도핑 원소의 농도와 도펀트 자체의 특성에 크게 좌우된다는 사실이 밝혀졌습니다[30]. 항균 및 골융합 효과. 현재 La, Ce, Nd, Gd 등 희토류 원소를 이용한 플라즈마 도핑과 관련된 문헌은 거의 없다. La3+ 도핑된 HA 코팅은 용해도가 낮고 기계적 특성이 향상되었습니다[55]. HA 코팅의 항균성과 내마모성을 향상시키기 위해 Aditi et al.[56] 티타늄 합금 HA 코팅에 플라즈마 분사 기술을 사용했습니다. CeO2, Ag 및 탄소나노튜브를 첨가한 경우 코팅의 마모 상수와 전단 응력이 크게 감소하고 항균 특성이 우수한 것으로 나타났습니다.

3. 키토산 코팅 티타늄 합금 임플란트의 표면 코팅재로 사용되는 HA 등의 바이오세라믹 외에도 키토산은 천연 유기화합물로서 생체적합성, 항균성, 항세포성 등이 우수합니다. 증식 및 분화 촉진은 티타늄 합금 임플란트의 표면 개질 코팅으로도 자주 사용됩니다. 키토산은 또한 흡착 특성이 좋고 생체 내에서 생분해될 수 있으며 독성 효과가 없으며 약물 전달체로서 HA와 같은 다른 물질과 혼합될 수 있습니다. 키토산 코팅의 두께를 조절함으로써 수술 후 감염, 염증을 치료하고 임플란트의 더 나은 골유착을 달성하기 위해 약물의 국소 농도를 조절할 수 있습니다. 키토산은 음전하를 띤 박테리아 세포와 상호 작용하여 항균 효과를 얻고 임플란트 실패 위험을 줄일 수 있습니다. 항균 활성은 일부 금속 이온에 비해 약간 낮지만 인체에는 더 안전합니다. 키토산의 항균 메커니즘은 주로 기능성 그룹(아미노 그룹)과 양성 전기적 특성을 사용하여 박테리아 막과 반응하여 박테리아 성장을 억제하는 것입니다. 분자량이 다른 키토산의 항균 특성은 동일하지 않습니다. 고분자량 키토산. Zheng Lianying 등은 키토산의 분자량이 300 000 미만일 때 대장균과 황색포도상구균에 대한 항균 효과가 분자량 변화와 반대라는 것을 발견했습니다. 약화. Kiroshkaet al. 쥐 골세포에 대한 키토산-키틴 나노코팅의 효과를 연구한 결과 코팅 다공성과 기공 크기 분포가 모두 키토산의 분자량과 관련이 있고 분자량도 세포 성장과 증식의 골격 구조에 영향을 미친다는 사실을 발견했습니다. 그들의 연구에서, 중량 평균 분자량(MW)이 160 000인 키토산 코팅은 높은 다공성, 낮은 팽창 속도 및 더 나은 세포 확산을 나타냈습니다. 양전하를 띠는 키토산 코팅에 다량의 -OH가 존재하면 PO4 3-의 침착을 촉진할 수 있으므로 생체 내에서 HA의 형성을 유도할 수 있으며, 접목 후 기질의 친수성 키토산 코팅이 개선되었으며, SBF에서는 생체모방 증착 코팅 후 Complete HA 형성이 가능하며, 접목되지 않은 시료(티타늄 시료)의 증착량이 크게 다릅니다. 키토산은 임플란트와 화학적 결합을 형성하기 어렵기 때문에 티타늄 합금 표면의 결합력을 향상시키기 위해 연구진은 추가 연구를 진행했다. Egemenet al. 샌드블래스트된 Ti-6Al-4V에 전기영동적으로 증착된 키토산. 이 연구는 샌드블래스팅 후 기질 형태가 키토산 코팅의 거칠기에 영향을 미친다는 것을 발견했습니다. 볼륨 증가. Jugowiecet al. 키토산 콜로이드에 HA 나노분말과 나노입자를 첨가한 후 이를 Ti{10}}Nb-13Zr 합금 표면에 전기영동 증착했습니다. 연구 결과, 나노입자를 첨가하면 증착된 키토산의 두께가 티타늄 기반 소재와는 다르게 두꺼워지는 것으로 나타났다. 결합 강도가 더 좋고 재료의 내식성과 생체 적합성이 향상됩니다. Zhang et al. 티타늄 표면을 알칼리로 처리한 후 나트륨 헤파린과 카르복시메틸 키토산 용액에 차례로 담근다. 알칼리 처리 후 티타늄 표면에 다량의 -OH가 존재하기 때문에 거친 표면이 키토산과 밀접하게 결합될 수 있습니다. 샘플은 물 접촉각이 8도에 불과하여 우수한 친수성을 나타냅니다. 키토산 코팅은 생체적합성이 우수하지만 기계적 성질이 상대적으로 열악하여 키토산의 기계적 성질의 결함을 메우는 것이 키토산 개발의 핵심이다.

4. 티타늄 합금 표면에 TiO2 나노튜브 배열의 현장 ​​성장 TiO2 나노튜브 구조는 Al, V 등의 금속 이온의 방출을 방지하고 주입 반응을 용이하게 하며 TiO2보다 우수한 내식성을 나타낼 수 있습니다. 대량 재료 및 생체 적합성. 따라서 티타늄 합금 표면에 TiO2 나노튜브 어레이 코팅을 합성하는 것은 티타늄 합금의 의학적 특성을 향상시키는 또 다른 효과적인 방법이 되었습니다. 양극 산화 처리는 티타늄 기반 소재의 표면에 TiO2 나노튜브 배열을 준비하여 뼈와 유사한 다공성 구조의 TiO2 코팅을 형성하는 데 종종 사용됩니다. 규제. 아노다이징 방법으로 제조된 TiO2 나노튜브 어레이는 비정질 상태이다. 어닐링 후 어레이는 비정질 상태에서 아나타제 상 또는 금홍석 상으로 변환될 수 있습니다. 300~500도에서 어닐링한 후 일반적으로 아나타제상이 되고, 600도에서 어닐링한 후 점차 루틸상으로 변화됩니다. 표면 결정성의 증가는 어닐링된 샘플의 물 접촉각을 감소시켜 나노튜브 어레이가 높은 표면 습윤성을 나타낼 수 있게 하여 단백질 흡착 및 세포 접착을 촉진하고 나노튜브와 결정 구조의 시너지 효과가 HA 분해를 가속화합니다. 침적. 연구에 따르면 아나타제 상은 금홍석 상보다 세포 분화 또는 세포 증식을 유도하는 데 더 나은 성능을 나타내며 아나타제 상에 HA를 침착시키는 것이 더 쉽습니다. 또한 Yu et al. 상대적으로 작은 직경을 가진 TiO2 나노튜브가 조골세포의 접착과 증식에 더 도움이 된다는 것을 발견했습니다. 상대적으로 큰 직경을 갖는 TiO2 나노튜브는 더 나은 골형성 분화 능력을 나타내며, 큰 나노튜브는 세포 시뮬레이션에 사용될 수 있습니다. 산화 스트레스 치료 후 골형성 가능성이 향상되었습니다. 양극산화 전압이 특정 범위 내에서 변하면 전압이 증가함에 따라 나노튜브의 길이와 직경이 증가합니다. 산화 시간이 증가함에 따라 시료의 표면 거칠기가 증가하고 물 접촉각도 감소합니다. Ti{15}}Al-4V 합금은 +상으로 구성된 비교적 널리 사용되는 생체의학 소재이다. 양극산화 과정에서 두 상의 용해 속도는 다르며, 나노튜브의 튜브 길이는 서로 다른 상 영역에서 다릅니다. Mansoorianfar 외.[75] 50~75V 전압에서 2차 양극 산화를 통해 Ti{20}}Al-4V 합금에 균일성이 우수한 TiO2 나노튜브 배열을 성공적으로 제작했습니다. 나노튜브의 형태는 그림 1에 나와 있습니다. 평균 튜브 길이와 튜브 직경은 전압이 증가함에 따라 증가했습니다. 60V에서 제조된 시료가 가장 좋은 세포 생존율을 보인 것으로 나타났으며, 도 2는 각 시료에 배양된 MG63 골수 간질세포의 디페닐테트라옥사졸 브로마이드(MTT) 분석 결과를 보여준다. 탄성률이 낮은 바이오 티타늄 합금에 TiO2 나노튜브 어레이 층을 제조하면 임플란트 재료의 기계적 특성을 보장할 뿐만 아니라 생체적합성도 향상됩니다. Li et al. [76] Ti-24Nb-4Zr-7.9Sn(Ti2448) 티타늄 합금 표면에 제조된 TiO2 나노튜브 어레이 층, 나노튜브-Ti2448(NTi2448)을 순수 Ti, 나노튜브와 비교 -Ti(NT) 및 Ti2448은 더 높은 젖음성, 내식성, 세포적합성 및 골융합 능력을 나타냈습니다. 저탄성률 티타늄 합금에 Nb, Zr 등의 원소를 첨가하여 양극산화처리 후 산화피막을 형성하여 내식성을 향상시켰습니다. 또한, 합금원소를 첨가하면 나노튜브 어레이의 순서가 줄어들고, 튜브의 직경도 달라지게 된다. , 연구에 따르면 차수가 낮은 배열이 더 나은 호환성을 나타내는 것으로 나타났습니다. 현재 양극 산화에 의한 티타늄 기반 재료의 표면 개질은 주로 순수 티타늄 및 Ti-6Al-4V 합금 연구에 중점을 두고 있습니다. 연구진은 형태, 구성, 결정 구조 등의 관계와 표면 거칠기, 습윤성, 세포 증식 및 분화 등을 조사했습니다. 그러나 양극산화에 의해 제조된 나노튜브 어레이 코팅의 형태에 대한 새로운 의료용 티타늄 합금의 합금 원소의 효과에 대해서는 거의 관심이 기울여지지 않았습니다.

5. TiO2 나노튜브 배열 코팅을 기반으로 한 표면 개질 티타늄 합금의 표면 개질을 위해 연구자들은 종종 특정 요구 사항에 따라 설계하기 위해 다양한 기술적 수단을 통합합니다. 여러 수정 방법의 조합은 각 수정 방법의 장점을 크게 통합하고 수정 효과도 지속적으로 최적화됩니다.

과거에는 임플란트의 내마모성을 향상시키기 위해 마그네트론 스퍼터링 등의 방법을 사용하여 임플란트 표면에 TiN층을 형성하였으나, TiO2나노튜브를 기반으로 TiO2의 지속적인 환원과 질화를 통해 TiN 나노튜브 어레이 코팅을 얻을 수 있다. 나노튜브. 이는 다공성 구조가 생체 적합성 요구 사항을 충족할 뿐만 아니라 내마모성을 향상시킵니다. TiO2 나노튜브 어레이는 비표면적이 크며, TiO2 나노튜브 어레이를 전이층으로 사용하면 HA 코팅의 접착력을 높이고 HA 코팅의 증착량을 향상시킬 수 있다. Linet al. 진공 석회화 및 열수 처리를 통해 나노튜브 표면에 티탄산 칼슘(CaTiO3)이 형성되었으며, 이는 HA에 대한 핵 생성 사이트를 제공하고 나노 규모 HA 코팅과 TiO2 매트릭스 사이의 화학적 결합을 실현했습니다. Fathuneset al. TiO2 나노튜브에 그래핀 산화물-HA 코팅을 준비하기 위해 초음파 보조 전착을 사용했습니다. 그래핀은 HA 코팅의 기계적 특성을 향상시키며, 그래핀 자체는 생체 적합합니다. 이전 연구에서는 그래핀이 줄기세포 분화를 유도하고 조골세포를 자극할 수 있는 것으로 나타났습니다. TiO2 나노튜브 어레이 코팅은 또한 이온 로딩 및 서방형 약물에 있어서 독특한 장점을 보여줍니다. 현재 TiO2 나노튜브 배열 코팅은 이온 로딩이나 항균 및 항염증 약물을 위한 다공성 구조 코팅으로 사용되기 시작했으며 온도, pH 및 기타 조건을 변경하여 지능형 약물 방출 역할을 수행합니다. TiO2 나노튜브 어레이에 탑재된 Ag, Cu, Sr 플라즈몬은 살아있는 유기체에서 지속적이고 느린 방출 항균제로 사용될 수 있습니다. Chen Yi et al[84]은 마그네트론 스퍼터링을 사용하여 TiAg 박막을 제조한 다음 양극산화 처리를 사용하여 Ag가 탑재된 TiO2 나노튜브 어레이를 제조한 다음 열수 방법을 사용하여 SrTiO3를 탑재했습니다. 이온이 로드된 샘플은 60일 후에도 여전히 좋은 성능을 보여주었습니다. 좋은 항균 및 골유도 특성. 또한 TiO2 나노튜브는 약물의 지능적인 지속 방출 효과를 얻기 위해 항균 약물의 용기로 자주 사용되지만, 나노튜브의 길이와 직경을 조절하여 약물 방출 속도를 제어하는 ​​데에는 한계가 있으므로 자주 사용됩니다. 약물이 함유된 나노튜브에 있습니다. 튜브 어레이는 약물의 폭발적인 방출을 방지하기 위해 생체고분자로 캡슐화됩니다. Zhonget al. 노르플록사신이 탑재된 TiO2 나노튜브 어레이에 코팅된 폴리메타크릴산은 작은 폭발 방출(34.4%)과 더 긴 지속 방출 시간을 나타냈습니다. Aw et al.이 제안한 방법. 약물이 탑재된 고분자 미셀이 탑재된 나노튜브를 사용하고 TiO2 나노튜브 표면을 키토산과 같은 생체고분자 코팅으로 코팅하는 것도 TiO2 나노튜브의 항균 및 항염증 기능을 향상시켰습니다. 반면, 일부 연구자들은 나노튜브 벽의 거칠기를 변경하여 약물 로딩 및 방출 속도를 향상시켰는데, 이는 친수성 약물과 소수성 약물 모두에 동일하게 적용됩니다[88]. 현재 TiO2 나노튜브 배열 코팅의 개질 효과를 바탕으로 티타늄 합금 임플란트 표면에 TiO2 나노튜브 배열 코팅을 준비하는 것은 향후 의료용 티타늄 합금 개질의 기본 단계가 될 것으로 예상됩니다.