Forskningsfremgang på overflatemodifikasjonsbelegg av medisinsk titanlegering for beinimplantasjon
En oversikt over utviklingen av medisinske titanlegeringer
På 1940-tallet begynte rent titan å få oppmerksomhet som et biologisk materiale. På 1960-tallet, etter at Branemark brukte rent titan som oralt implantatmateriale, begynte rent titan delvis å erstatte rustfritt stål og CoCr-legeringer som biologiske implantatmaterialer. Samtidig ble det også forsket på og utviklet medisinske titanlegeringer. Med dypere forskning har titanlegeringer gradvis utviklet seg fra førstegenerasjons-type titanlegeringer til andregenerasjons + -type titanlegeringer med bedre korrosjonsbestandighet og styrke. De representative legeringene er Ti-6Al-4V, Ti -5Al-2.5Fe, Ti-6Al-7Nb. Imidlertid er elastisitetsmodulen til andregenerasjons titanlegering fortsatt relativt høy sammenlignet med elastisitetsmodulen til menneskelig ben (0,2 ~ 32GPa). Absorpsjon av inntatt materiale kan forårsake beinatrofi, skape stressskjerming og føre til at implantatet løsner. Derfor er den nåværende forskningen og utviklingen av medisinske titanlegeringer hovedsakelig basert på tredjegenerasjons metastabile -type og -type hvis elastisitetsmodul er nærmere den til menneskelige bein. Denne typen titanlegering unngår også elementer som er skadelige eller sensibiliserende for menneskekroppen ved valg av legeringselementer. For tiden er det utviklet mer enn 20 typer titanlegeringer med lav elastisitetsmodul, hvorav de fleste er biokompatible. For eksempel, Grade 5 Titanium Plate, Grade 5 Titanium Plate, Grade 5 Titanium Bar, osv. Japan har designet og utviklet Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr (TNTZ) titanlegering bruker d-elektronlegeringsteori, og dens elastisitetsmodul er så lav som 50 GPa, utmerket biologisk aktivitet, fosfor og kalsiumelementer (komponentelementer av kalsiumfosfat) kan påvises på overflaten etter nedsenking i simulert kroppsvæske (SBF); Institute of Metal Research, Chinese Academy of Sciences har utviklet en ny type Ti-24Nb-4Zr- 7. 9Sn-legering (Ti2448), dens elastisitetsmodul er bare 45GPa, styrken er 850 MPa, og dannelsen av beskyttende passiveringsfilm på overflaten kan få den til å ha høyere korrosjonsmotstand. Etter gradvis å ha funnet en løsning på problemet med høy elastisitetsmodul for medisinske titanlegeringsimplantater, fokuserte forskerne på effekten av titanlegering på celleproliferasjon og differensiering. I det tidlige stadiet av implantasjonen vil den dårlige osseointegrasjonsevnen til Ti- og TiO2-overflatene føre til dårlig differensiering av osteoblaster, noe som resulterer i dannelse av fibrøst vev rundt implantatet, som igjen fører til at implantatet løsner og forårsaker betennelse på grunn av friksjon og andre forhold. På den annen side er de modne Ti-6Al-4V-implantatene i kommersielle applikasjoner utsatt for å frigjøre Al- og V-ioner som er giftige for menneskekroppen i kroppsvæsker. Derfor, for å øke den biologiske aktiviteten til titanlegeringsimplantater og hindre frigjøring av giftige ioner i implantatene, har overflatemodifisering av titanlegeringer blitt et forskningshotspot for medisinske titanlegeringer. For tiden er overflatemodifiseringen av medisinsk titanlegering hovedsakelig ved å avsette et kompatibelt belegg på overflaten av legeringen eller direkte endre overflatestrukturen og sammensetningen, og dermed forbedre osseointegrasjonsevnen som biokompatibilitet, korrosjonsmotstand, antibakteriell egenskap og celledifferensiering. .
Overflatemodifikasjonsbelegg av medisinsk titanlegering for beinimplantasjon
Studier har vist at de viktige faktorene som påvirker biokompatibiliteten og osseointegrasjonsevnen til implantatmaterialer hovedsakelig inkluderer overflatefuktbarhet, ruhet, sammensetning og krystalltype. I kroppsvæskemiljøet, når overflaten av implantatmaterialet har god fuktbarhet, absorberes proteinet lett, noe som er mer gunstig for celleadhesjon. I tillegg er den spesifikke overflatetopografien mer gunstig for celledifferensiering og vekst. Som en viktig metode for overflatemodifisering av medisinske titanlegeringer, kan konstruering av et passende modifisert belegg på overflaten av legeringen justere overflatestrukturen, overflatesammensetningen, fuktbarheten osv. til legeringen samtidig som legeringens korrosjonsmotstand og mekaniske egenskaper opprettholdes. . For å oppnå forbedring av kompatibilitet og osseointegrasjon. For tiden inkluderer de vanlige overflatemodifikasjonsbeleggene av medisinske titanlegeringer for beinimplantasjon hovedsakelig hydroksyapatitt (HA) belegg, kitosan belegg og TiO2 nanorør array belegg, blant hvilke TiO2 nanorør array er det originale selvgrodde porøse strukturelle belegget kan ofte kombineres med andre belegg for å oppnå bedre funksjonalitet.
1. Hydroksyapatittbelagt HA, som den viktigste uorganiske komponenten i menneskelige bein, har god biokompatibilitet og kan spille en rolle i osteokonduksjon og osteoinduksjon. Når HA er i kontakt med kroppsvæsker, kan overflateioner utveksles med ioner i den vandige løsningen, og molekyler eller ioner som kollagen og proteiner kan adsorberes på overflatene deres for å generere biofilmer og belegg. Ren HA har dårlige mekaniske egenskaper og er lite egnet for bærende miljøer, men dette problemet kan løses ved å klargjøre HA-belegg på andre implantatoverflater for kompoundering. HA-belegget muliggjør ikke bare tett kjemisk binding ved grensesnittet mellom bein og implantat, men fungerer også som en barriere mellom kroppsvæsker og metallimplantater. Modifikasjonseffekten av HA-belegg er nært knyttet til fremstillingsmetoden og forberedelsesprosessen. Det er forskjeller i bindingsstyrke, krystallinitet og tetthet til HA-belegg fremstilt ved forskjellige metoder med underlaget. Bindestyrken mellom HA-belegget og underlaget er en av nøkkelfaktorene som bestemmer modifikasjonseffekten. Lav bindingsstyrke kan lett føre til svikt i modifikasjonen, og avskalling av HA-belegget kan forårsake problemer som betennelse. Relevante studier har vist at adhesjonsstyrken til HA-belegg fremstilt ved magnetronforstøvningsmetoden kan nå 80 MPa, som er høyere enn for belegg fremstilt ved varm isostatisk pressing, pulserende laseravsetning, plasmaspraying og sol-gel-metoden (omtrent 14, 16). , 25 og 26 MP). For tiden er plasmaspraying og elektroforetisk avsetning ofte brukt for å fremstille HA-belegg. Elektroforetisk avsetning kan belegge underlag med komplekse former, men bindestyrken er lav. Etter gløding av HA-belegget fremstilt ved termisk sprøyting, forbedres bindestyrken til belegget betydelig, noe som skyldes reduksjonen av restspenning ved varmebehandlingen. I tillegg, ruting av overflaten til titanlegeringen ved hjelp av ulike forbehandlingsteknikker, som elektronstråleetsing, mikrosfæreblåsing, syreetsing og sliping av sandpapir, eller avsetning av et overgangslag mellom HA-belegget og titanlegeringssubstratet, alt. HA-belegget kan forbedres. Egenskapene til selve HA-belegget, som mikrostruktur, HA-kornstørrelse og bindingsstyrke med matrisen, har alle en viss innvirkning på biokompatibiliteten til implantatmaterialer. Forskjeller i krystalliniteten til HA-belegg kan ha en innvirkning på celleadferd, med lavkrystallinske HA-belegg som viser lavere forekomst av osteoblastproliferasjon sammenlignet med svært krystallinske HA-belegg. Studien fant at HA nanobelegg og mikrobelegg med ulik krystallinitet viste forskjellige oppløsnings- og gjenutfellingsegenskaper, og amorf HA viste høy løselighet in vivo, og det ble spekulert i at den tidlige bendannelseskinetikken var relatert til løseligheten til HA-belegg. [38]. Graden av krystallisering av HA-belegget kan kontrolleres ved gløding eller avsetning ved høy temperatur (700 ~ 800 grader). Utglødningsprosessen konverterer en del av det amorfe belegget til et krystallinsk belegg og oppnår en krystallinsk struktur eller ionesubstitusjon med en viss grad av krystallinitet. HA-belegg. Sammenlignet med det flassende HA-belegget er det nåleformede strukturbelegget tett og jevnt, og det nåleformede strukturbelegget gir mer kontaktareal med den omkringliggende væsken, så det er mer egnet for avsetning av apatitt [39]. Mikrostrukturen til HA-belegg kan også endres ved oppvarming og sintring [40]. Dikici et al. [41] fant at HA spaltes til trikalsiumfosfat (TCP) når sintret over 1050 grader, og HA spaltes fullstendig når sintret ved 1400 grader; Lagets porøsitet øker med økende sintringstemperatur. Hulbert et al. [42] viste at den porøse strukturen må ha en minimum sammenkoblet porestørrelse på ca. 100 μm for innvekst av nytt beinvev og for å gi plass til væskesirkulasjon, og de fant at den mindre porestørrelsen tillater ufullstendig mineralisering av infiltrerende vev. . For HA-belegg er ikke et fullt tett HA-belegg fremmende for celleproliferasjon og -differensiering, og dets evne til å indusere bendannelse er begrenset, og det brukes hovedsakelig som et stillas for beindannelse [43]. Sammenlignet med HA i mikronstørrelse, har HA i nanostørrelse en ultrafin struktur og høyere overflateaktivitet. Nano-HA ligner på mineraler som finnes i menneskelig beintekstur i hardt vev og har lignende kjemiske og krystallografiske strukturer, og nano-HA er mer i stand til å forbedre celleproliferasjon og differensiering enn mikro-HA [44].
2. Det støkiometriske forholdet mellom Ca og P for syntetisk HA med dopet hydroksyapatittbelegg er 1,67, men bioapatitt er ikke-støkiometrisk av natur og består av små krystaller karakterisert ved dårlig krystallinitet, og har en relativt høy løselighet i forhold til den støkiometriske mengden HA [45] . For å forbedre de antibakterielle og differensieringsfremkallende egenskapene til belegg, basert på strukturen til biologisk HA, er ionedoping av syntetisk HA en viktig forskningsretning for overflatemodifisering. Bruk av ioner med biologiske funksjoner som Mg2+, Zn2+, Sr2+, Ag+, Zr4+ og F- som dopingmidler kan ikke bare endre det støkiometriske forholdet til Ca og P i den avsatte HA, justere krystallstrukturen, forbedre beleggets stabilitet, etc. Det kan adsorberes på overflaten av krystallen for å forbedre fuktbarheten og oppnå effekten av å forbedre den biologiske aktiviteten til implantatet. Dopingen av HA-belegg kan deles inn i enkelt-element-doping og multi-element-doping. Blant enkeltelementdopingen har Sr-elementdoping blitt mye studert, Sr kan brukes som et medikament for å behandle osteoporose, med økningen av Sr reduseres spredningen av osteoklaster, i tillegg kan Sr også forbedre de mekaniske egenskapene til HA . Boyd et al. avsatte Sr-HA-belegget på silisiumoverflaten ved magnetronforstøvningsmetoden. Etter hvert som Sr-dopingmengden økte fra 5 % til 13 % (massefraksjon), økte overflateruheten til belegget gradvis, noe som forbedret cellemotstanden. av vedheft. F- kan gjøre cellefesting gunstig ved å generere et lavere overflatepotensial, på den annen side viser eksperimenter at doping av F- øker løselighetsmotstanden til HA. Doping av Mg2+ inn i HA-strukturen kan øke det spesifikke overflatearealet til belegget betydelig, og Mg har en viss hemmende effekt på krystalliseringen av HA, noe som er gunstig for dannelsen av et annet biokompatibelt stoff, -trikalsiumfosfat ( -TCP) fase. . Samdoping av flere ioner kan kombinere fordelene med enkeltionedoping, og den synergistiske effekten av samdoping av flere elementer er mer åpenbar. Derfor, for å forbedre ytelsen til HA-belegg, blir det vanligvis dopet med flere ioner. Samani et al. forberedte Zn/Ag co-dopet HA-belegg ved sol-gel-metoden, og fant at 1,5 % Zn-0. 6 % Ag (massefraksjon) samdopet prøve hadde den minste samdopete prøven blant alle samdopette prøver. De samdopette prøvene viste bedre antibakterielle resultater enn 2,5 % Zn enkeltdopet HA og 1,5 % Ag enkeltdopet HA. Qiao et al. forberedt Si-Sr-Ag co-dopet HA/TiO2-belegg ved elektroavsetning. Doping av Sr- og Si-ioner økte ekspresjonsnivåene til osteogenese-relaterte gener og motvirket vellykket den potensielle cytotoksisiteten til Ag-ioner. . De biologiske egenskapene til de samtidig dopede beleggene er overlegne de til HA- og Ag-HA-belegg, deres antibakterielle effekt er sammenlignbar med den til Ag-HA-belegg, og det spesifikke høye innholdet av Si- og Sr-ioner kan fremme god spredning og regenerering av celler og beinvev, Forbedrer celleadhesjon. Si-holdig HA har høyere absorpsjonshastighet og har et stort antall aktive grupper som fremmer feste av osteoblaster. Zhang et al. forberedt SiC nanopartikkel-forsterket Na og F co-dopet HA belegg ved elektrokjemisk avsetning. Erstatningen av Ca2+ i HA med Na+ kan fremme cellefesting og benmetabolisme; Erstatningen av OH- i HA med F- kan øke den strukturelle stabiliteten. Derfor kan HA-belegget co-dotert med Na og F oppvise utmerkede biologiske egenskaper. Et stort antall studier har vist at den antibakterielle effekten av ionedopet HA i stor grad avhenger av konsentrasjonen av dopingelementet og egenskapene til selve dopemidlet [30]. Antibakterielle og osseointegrerende effekter. For tiden er det få litteratur relatert til plasmadoping med sjeldne jordartselementer som La, Ce, Nd, Gd. La3+-dopet HA-belegg har lav løselighet og forbedrede mekaniske egenskaper[55]; for å forbedre den antibakterielle og slitestyrken til HA-belegg, Aditi et al. [56] brukt plasmasprøyteteknologi i titanlegering HA-belegg. Når CeO2, Ag og karbon nanorør ble tilsatt, fant man at slitasjekonstanten og skjærspenningen til belegget ble sterkt redusert, og den antibakterielle egenskapen var god.
3. Kitosanbelegg I tillegg til biokeramikk som HA, som brukes som overflatebelegg på titanlegeringsimplantater, har kitosan, som en naturlig organisk forbindelse, god biokompatibilitet, antibakterielle egenskaper og anticellulære egenskaper. Fremme av spredning og differensiering brukes også ofte som et overflatemodifikasjonsbelegg for titanlegeringsimplantater. Kitosan har også gode adsorpsjonsegenskaper, kan nedbrytes biologisk in vivo, har ingen toksisk effekt, og kan blandes med andre stoffer som HA som medikamentbærer. Ved å kontrollere tykkelsen på kitosanbelegget kan den lokale konsentrasjonen av medikamentet reguleres for å behandle postoperativ infeksjon, betennelse og oppnå bedre osseointegrasjon av implantatet. Kitosan kan samhandle med negativt ladede bakterieceller for å oppnå antibakterielle effekter og redusere risikoen for implantatsvikt. Selv om dens antibakterielle aktivitet er litt lavere enn for noen metallioner, er den tryggere for menneskekroppen. Den antibakterielle mekanismen til kitosan er hovedsakelig å bruke funksjonelle grupper (aminogrupper) og positive elektriske egenskaper til å reagere med bakteriemembraner for å hemme bakterievekst. De antibakterielle egenskapene til kitosan med forskjellige molekylvekter er ikke de samme. Kitosan med høy molekylvekt. Zheng Lianying et al fant at når molekylvekten til kitosan er under 300 000, er dens antibakterielle effekt på Escherichia coli og Staphylococcus aureus motsatt av endringen i molekylvekt. svekkelsen. Kiroshka et al. studerte effekten av kitosan-kitin nanobelegg på rotteosteocytter, og fant at både beleggporøsiteten og porestørrelsesfordelingen var relatert til molekylvekten til kitosan, og molekylvekten påvirket også skjelettstrukturen til cellevekst og spredning; I deres studie hadde kitosanbelegget med en vekt-gjennomsnittlig molekylvekt (MW) på 160 000 høy porøsitet, lav svellingshastighet og bedre cellediffusjon. Tilstedeværelsen av en stor mengde -OH i kitosanbelegget, som er positivt ladet, kan akselerere avsetningen av PO4 3-, slik at det kan indusere dannelsen av HA in vivo, hydrofilisiteten til substratet etter poding av kitosanbelegget er forbedret, og i SBF kan fullstendig HA dannes etter biomimetisk avsetningsbelegg, og avsetningsmengden av den upodede prøven (titanprøven) er vesentlig forskjellig. Siden kitosan er vanskelig å danne kjemiske bindinger med implantater, for å forbedre bindingsstyrken på overflaten av titanlegeringer, utførte forskerne ytterligere undersøkelser. Egemen et al. elektroforetisk avsatt kitosan på sandblåst Ti-6Al-4V. Studien fant at substratmorfologien etter sandblåsing påvirket ruheten til kitosanbelegget; volumøkning. Jugowiec et al. la HA-nanopulver og nanopartikler til kitosankolloider, og avsatte dem deretter elektroforetisk på overflaten av Ti-13Nb-13Zr-legering. Studien fant at tilsetning av nanopartikler gjorde tykkelsen på det avsatte kitosan tykkere, noe som var forskjellig fra titanbaserte materialer. Bindestyrken er bedre, og korrosjonsbestandigheten og biokompatibiliteten til materialet er forbedret. Zhang et al. behandlet titanoverflaten med alkali, og deretter senket den ned i natriumheparin og karboksymetylkitosan-løsning etter tur. På grunn av tilstedeværelsen av en stor mengde -OH på titanoverflaten etter alkalibehandling, kan dens ru overflate kombineres tett med kitosan. Prøven viser utmerket hydrofilitet med en vannkontaktvinkel på bare 8 grader. Selv om kitosanbelegget har god biokompatibilitet, er dets mekaniske egenskaper relativt dårlige, og å fylle manglene i de mekaniske egenskapene til kitosan er nøkkelen til utviklingen.
4. In-situ vekst av TiO2 nanorør-arrays på overflaten av titanlegeringer TiO2 nanorørstrukturen kan forhindre frigjøring av metallioner (som Al, V, etc.), lette implantasjonsreaksjonen og vise bedre korrosjonsmotstand enn TiO2 bulkmaterialer og biokompatibilitet. Derfor har syntesen av TiO2 nanorør array belegg på overflaten av titanlegeringer blitt et annet effektivt tiltak for å forbedre deres medisinske egenskaper. Anodisering brukes ofte til å forberede TiO2 nanorør-arrayer på overflaten av titanbaserte materialer, og danner derved et TiO2-belegg med en porøs struktur som ligner på bein. regulering. TiO2 nanorør-arrayene fremstilt ved anodiseringsmetode er i amorf tilstand. Etter annealing kan matrisen transformeres fra amorf tilstand til anatasefase eller rutilfase. Etter gløding ved 300 ~ 500 grader, er det vanligvis anatasefase, og gløding ved 600 grader. Deretter transformeres det gradvis til rutilfase. Økningen i overflatekrystallinitet reduserer vannkontaktvinkelen til de glødede prøvene, noe som gjør at nanorør-arrayene kan vise høy overflatefuktbarhet, noe som letter proteinadsorpsjon og celleadhesjon, og den synergistiske effekten av nanorør og krystallstruktur akselererer HA-nedbrytningen. avsetning. Studier har vist at anatasefasen viser bedre ytelse i å indusere celledifferensiering eller celleproliferasjon enn rutilfasen, og det er lettere å deponere HA på anatasefasen. I tillegg har Yu et al. fant at TiO2 nanorør med relativt små diametre er mer befordrende for adhesjon og spredning av osteoblaster; mens TiO2 nanorør med relativt store diametre viser bedre osteogen differensieringsevne, og store nanorør kan brukes i cellesimulering. Bedre osteogent potensial etter behandling med oksidativt stress. Når anodiseringsspenningen varierer innenfor et visst område, øker lengden og diameteren på nanorørene med økningen av spenningen; med økningen av oksidasjonstiden øker overflateruheten til prøven, og vannkontaktvinkelen reduseres også. Ti-6Al-4V-legering er et relativt mye brukt biomedisinsk materiale, som er sammensatt av + fase. Under anodiseringsprosessen er oppløsningshastighetene til de to fasene forskjellige, og rørlengden til nanorør er forskjellig i forskjellige faseregioner. Mansoorianfar et al. [75] vellykket fremstilt TiO2 nanorør-arrayer med god ensartethet på Ti-6Al-4V-legering ved sekundær anodisk oksidasjon ved en spenning på 50~75V. Morfologien til nanorørene er vist i figur 1. Gjennomsnittlig rørlengde og rørdiameter økte med økende spenning. Det ble funnet at prøvene fremstilt ved 60 V viste den beste cellelevedyktigheten, og figur 2 viser difenyltetraoksazolbromid (MTT)-analyse av MG63-benmargsstromaceller dyrket på hver prøve. Utarbeidelsen av TiO2 nanorør array lag på bio-titanium legeringer med lav elastisitetsmodul sikrer ikke bare de mekaniske egenskapene til implantatmaterialer, men forbedrer også deres biokompatibilitet. Li et al. [76] forberedte TiO2 nanorør array lag på overflaten av Ti-24Nb-4Zr-7.9Sn(Ti2448) titanlegering, nanorør-Ti2448 (NTi2448) sammenlignet med ren Ti, nanorør -Ti(NT) og Ti2448, viste høyere fuktbarhet, korrosjonsbestandighet, cytokompatibilitet og osseointegrasjonsevne. På grunn av tilsetningen av Nb, Zr og andre elementer til titanlegeringen med lav elastisitetsmodul, forbedrer oksidfilmen som dannes etter anodisering sin korrosjonsmotstand. I tillegg reduserer tilsetningen av legeringselementer rekkefølgen til nanorør-arrayen, og diameteren på røret er forskjellig. , og studier har også vist at arrays med lav ordensgrad viser bedre kompatibilitet. For tiden fokuserer overflatemodifiseringen av titanbaserte materialer ved anodisk oksidasjon hovedsakelig på forskning av rent titan og Ti-6Al-4V-legering. Forskerne utforsket morfologi, sammensetning, forholdet mellom krystallstruktur, etc. og overflateruhet, fuktbarhet, celleproliferasjon og differensiering. Imidlertid har det blitt gitt lite oppmerksomhet til effekten av legeringselementer av nye medisinske titanlegeringer på morfologien til nanorørarray-belegg fremstilt ved anodisering.
5. Overflatemodifikasjon basert på TiO2 nanorør array belegg For overflatemodifisering av titanlegeringer, integrerer forskere ofte en rekke tekniske midler for å designe i henhold til spesifikke krav. Kombinasjonen av flere modifikasjonsmetoder integrerer fordelene ved hver modifikasjonsmetode i stor grad, og modifikasjonseffekten blir også kontinuerlig optimalisert.
For å forbedre slitestyrken til implantater, ble magnetronforstøvning og andre metoder brukt for å forberede TiN-lag på overflaten av implantater tidligere, men basert på TiO2 nanorør kan TiN nanorør array-belegg oppnås ved kontinuerlig reduksjon og nitridering av TiO2 nanorør. , som ikke bare sikrer at den porøse strukturen oppfyller kravene til biokompatibilitet, men også forbedrer slitestyrken. TiO2 nanorørarrayen har et stort spesifikt overflateareal, og bruken av TiO2 nanorørarrayet som et overgangslag kan øke klebestyrken til HA-belegget og forbedre avsetningsmengden av HA-belegget. Lin et al. dannet kalsiumtitanat (CaTiO3) på overflaten av nanorør ved vakuumforkalkning og hydrotermisk behandling, som ga kjernedannelsessteder for HA og realiserte den kjemiske bindingen mellom HA-belegget i nanoskala og TiO2-matrisen. Fathyunes et al. brukte ultralydsassistert elektroavsetning for å forberede grafenoksid-HA-belegg på TiO2 nanorør. Grafen forbedrer de mekaniske egenskapene til HA-belegg, og grafen i seg selv er biokompatibel. Tidligere studier har vist at grafen kan Induserer stamcelledifferensiering og stimulerer osteoblaster. TiO2 nanorør array-belegg viser også unike fordeler ved lasting av ioner og saktefrigjørende medisiner. For tiden har TiO2 nanorør-array-belegg begynt å bli brukt som et porøst strukturbelegg for lasting av ioner eller antibakterielle og antiinflammatoriske medisiner, og oppnår rollen som intelligent frigjøring av medikamenter ved å endre temperatur, pH og andre forhold. Ag, Cu, Sr plasmoner lastet på TiO2 nanorør arrays kan brukes som vedvarende og sakte frigjørende antimikrobielle midler i levende organismer. Chen Yi et al [84] brukte magnetronforstøvning for å fremstille TiAg-tynne filmer, brukte deretter anodisering for å forberede Ag-lastede TiO2 nanorør-arrayer, og brukte deretter hydrotermisk metode for å laste SrTiO3. De ionebelastede prøvene viste fortsatt god ytelse etter 60 d. Gode antibakterielle og osteoinduktive egenskaper. I tillegg brukes TiO2 nanorør ofte som beholdere for antibakterielle legemidler for å oppnå effekten av intelligent vedvarende frigjøring av legemidler, men å kontrollere hastigheten på legemiddelfrigjøringen ved å kontrollere lengden og diameteren på nanorørene har visse begrensninger, så det brukes ofte i nanorør lastet med narkotika. Rørarrayen er innkapslet med en biopolymer for å forhindre utbrudd av stoffet. Zhong et al. belagt polymetakrylsyre på norfloxacin-lastede TiO2 nanorør-arrayer, som viste en liten utbruddsfrigjøring (34,4%) og en lengre vedvarende frigjøringstid. Metoden foreslått av Aw et al. å bruke nanorør lastet med medikamentbelastede polymermiceller og å belegge overflaten av TiO2-nanorør med biopolymerbelegg som kitosan forbedret også de antibakterielle og antiinflammatoriske funksjonene til TiO2-nanorør. På den annen side har noen forskere forbedret medikamentbelastningen og frigjøringshastigheten ved å endre ruheten til nanorørveggen, som er like anvendelig for både hydrofile og hydrofobe legemidler [88]. Basert på modifikasjonseffekten av dagens TiO2 nanorør array belegg, forventes utarbeidelsen av TiO2 nanorør array belegg på overflaten av titanlegeringsimplantater å bli et grunnleggende trinn i modifiseringen av medisinske titanlegeringer i fremtiden.
