Ход исследований по модифицированию поверхности покрытия медицинского титанового сплава для костной имплантации

Обзор развития медицинских титановых сплавов

В 1940 годах чистый титан стал привлекать внимание как биологический материал. В 1960-х годах, после того как Бранемарк использовал чистый титан в качестве материала для оральных имплантатов, чистый титан начал частично заменять нержавеющую сталь и сплавы CoCr в качестве материалов для биологических имплантатов. В то же время исследовались и разрабатывались медицинские титановые сплавы. По мере углубления исследований титановые сплавы постепенно превратились из титановых сплавов первого поколения в титановые сплавы типа + - второго поколения с лучшей коррозионной стойкостью и прочностью. Типичными сплавами являются Ti-6Al-4V, Ti -5Al-2.5Fe, Ti-6Al-7Nb. Однако модуль упругости титанового сплава второго поколения все еще относительно высок по сравнению с модулем упругости человеческой кости (0,2 ~ 32 ГПа). Абсорбция проглоченного материала может вызвать атрофию кости, создать защиту от стресса и привести к расшатыванию имплантата. Таким образом, текущие исследования и разработки медицинских титановых сплавов в основном основаны на метастабильных сплавах третьего поколения -типа и -типа, модуль упругости которых ближе к модулю упругости человеческих костей. Этот тип титанового сплава также не содержит элементов, которые вредны или повышают чувствительность организма человека при выборе легирующих элементов. В настоящее время разработано более 20 видов титановых сплавов -типа с низким модулем упругости, большинство из которых биосовместимы. Например, титановый лист 5-го класса, титановая пластина 5-го класса, титановый стержень 5-го класса и т. д. В Японии разработан и разработан титановый сплав Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr (TNTZ). Используя теорию сплава d-электронов, модуль упругости которого составляет всего 50 ГПа, отличная биологическая активность, на поверхности можно обнаружить элементы фосфора и кальция (компонентные элементы фосфата кальция). после погружения в искусственную биологическую жидкость (SBF); Институт исследования металлов Китайской академии наук разработал новый тип Ti-24Nb-4Zr- 7. Сплав 9Sn (Ti2448), модуль упругости которого составляет всего 45 ГПа, прочность 850 МПа, а образование защитной пассивационной пленки на поверхности может обеспечить более высокую коррозионную стойкость. Постепенно найдя решение проблемы высокого модуля упругости материалов медицинских имплантатов из титановых сплавов, исследователи сосредоточились на влиянии титанового сплава на пролиферацию и дифференцировку клеток. На ранней стадии имплантации плохая способность поверхностей Ti и TiO2 к остеоинтеграции приводит к плохой дифференцировке остеобластов, что приводит к образованию фиброзной ткани вокруг имплантата, что, в свою очередь, приводит к расшатыванию имплантата и развитию воспаления из-за трения и воспаления. другие условия. С другой стороны, зрелые имплантаты Ti-6Al-4V, используемые в коммерческих целях, склонны выделять в биологические жидкости ионы Al и V, которые токсичны для человеческого организма. Поэтому, чтобы повысить биологическую активность имплантатов из титановых сплавов и препятствовать выделению токсичных ионов в имплантатах, модификация поверхности титановых сплавов стала горячей точкой исследования медицинских титановых сплавов. В настоящее время модификация поверхности медицинского титанового сплава осуществляется в основном путем нанесения совместимого покрытия на поверхность сплава или непосредственного изменения структуры и состава поверхности, тем самым улучшая способность к остеоинтеграции, такую ​​как биосовместимость, коррозионная стойкость, антибактериальные свойства и дифференциация клеток. .

Покрытие для модификации поверхности из медицинского титанового сплава для костной имплантации

Исследования показали, что важные факторы, влияющие на биосовместимость и способность остеоинтеграционных материалов имплантатов, в основном включают смачиваемость поверхности, шероховатость, состав и тип кристаллов. В среде жидкости организма, когда поверхность материала имплантата имеет хорошую смачиваемость, белок легко адсорбируется, что более способствует адгезии клеток. Кроме того, специфическая топография поверхности более способствует дифференцировке и росту клеток. В качестве важного метода модификации поверхности медицинских титановых сплавов создание подходящего модифицированного покрытия на поверхности сплава может регулировать структуру поверхности, состав поверхности, смачиваемость и т. д. сплава, сохраняя при этом коррозионную стойкость и механические свойства сплава. . С целью достижения улучшения совместимости и остеоинтеграции. В настоящее время распространенные покрытия для модификации поверхности медицинских титановых сплавов для костной имплантации в основном включают покрытие из гидроксиапатита (HA), хитозановое покрытие и покрытие из массива нанотрубок TiO2, среди которых массив нанотрубок TiO2 является оригинальным. Самовыращенные пористые структурные покрытия часто можно комбинировать. с другими покрытиями для достижения лучшей функциональности.

1. ГК, покрытая гидроксиапатитом, как основной неорганический компонент костей человека, обладает хорошей биосовместимостью и может играть роль в остеокондукции и остеоиндукции. Когда ГК контактирует с жидкостями организма, поверхностные ионы могут обмениваться ионами в водном растворе, а молекулы или ионы, такие как коллаген и белки, могут адсорбироваться на их поверхности с образованием биопленок и покрытий. Чистая ГК имеет плохие механические свойства и не очень подходит для условий, подвергающихся нагрузкам, но эту проблему можно решить, подготовив покрытия из ГК на других поверхностях имплантатов для компаундирования. Покрытие HA не только обеспечивает прочное химическое соединение на границе раздела кость/имплантат, но также действует как барьер между биологическими жидкостями и металлическими имплантатами. Эффект модификации покрытия из ГК тесно связан со способом его изготовления и процессом приготовления. Существуют различия в прочности связи, кристалличности и плотности покрытия ГК, полученного разными методами, с подложкой. Прочность связи между ГА-покрытием и подложкой является одним из ключевых факторов, определяющих эффект модификации. Низкая прочность соединения может легко привести к неудаче модификации, а отслоение ГК-покрытия может вызвать такие проблемы, как воспаление. Соответствующие исследования показали, что прочность сцепления ГА-покрытий, полученных методом магнетронного напыления, может достигать 80 МПа, что выше, чем у покрытий, полученных горячим изостатическим прессованием, импульсным лазерным осаждением, плазменным напылением и золь-гель методом (около 14, 16). , 25 и 26МП). В настоящее время для получения ГА-покрытий широко используются плазменное напыление и электрофоретическое осаждение. Электрофоретическое осаждение позволяет покрывать подложки сложной формы, но прочность его связи низкая. После отжига покрытия ГА, полученного термическим напылением, прочность сцепления покрытия значительно улучшается, что обусловлено снижением остаточных напряжений при термообработке. Кроме того, придание шероховатости поверхности титанового сплава с помощью различных методов предварительной обработки, таких как электронно-лучевое травление, пескоструйная обработка микросфер, кислотное травление и шлифовка наждачной бумагой, или нанесение переходного слоя между HA-покрытием и подложкой из титанового сплава, все это повышает прочность сцепления. покрытие ГК может быть улучшено. Свойства самого покрытия из ГК, такие как микроструктура, размер зерен ГК и прочность связи с матрицей, оказывают определенное влияние на биосовместимость материалов имплантатов. Различия в кристалличности покрытий из ГК могут влиять на поведение клеток: покрытия из низкокристаллической ГК демонстрируют более низкую скорость пролиферации остеобластов по сравнению с покрытиями из высококристаллической ГК. Исследование показало, что нанопокрытия и микропокрытия ГК с различной кристалличностью демонстрируют разные характеристики растворения и переосаждения, а аморфная ГК демонстрирует высокую растворимость in vivo, и было высказано предположение, что кинетика раннего образования кости связана с растворимостью покрытий из ГК. [38]. Степень кристаллизации ГА-покрытия можно контролировать путем отжига или осаждения при высокой температуре (700–800 градусов). Процесс отжига превращает часть аморфного покрытия в кристаллическое покрытие и приобретает кристаллическую структуру или ионное замещение с определенной степенью кристалличности. ГА-покрытие. По сравнению с чешуйчатым покрытием ГК покрытие игольчатой ​​структуры является плотным и однородным, а покрытие игольчатой ​​структуры обеспечивает большую площадь контакта с окружающей жидкостью, поэтому оно более подходит для осаждения апатита [39]. Микроструктуру ГА-покрытия также можно изменить путем нагрева и спекания [40]. Дикики и др. [41] обнаружили, что ГК разлагается на трикальцийфосфат (ТСР) при спекании при температуре выше 1050 градусов, а ГК полностью разлагается при спекании при 1400 градусах; Пористость слоя увеличивается с увеличением температуры спекания. Халберт и др. [42] показали, что пористая структура должна иметь минимальный размер взаимосвязанных пор около 100 мкм для врастания новой костной ткани и обеспечения пространства для циркуляции жидкости, и они обнаружили, что меньший размер пор допускает неполную минерализацию инфильтрирующей ткани. . Что касается покрытия из ГК, полностью плотное покрытие из ГК не способствует пролиферации и дифференцировке клеток, а его способность индуцировать костеобразование ограничена, и оно в основном используется в качестве каркаса для костеобразования [43]. По сравнению с ГК микронного размера, ГК наноразмера имеет ультратонкую структуру и более высокую поверхностную активность. Нано-ГК похожа на минералы, обнаруженные в текстуре твердых тканей костей человека, и имеет схожие химические и кристаллографические структуры, а нано-ГК более способна улучшать пролиферацию и дифференцировку клеток, чем микро-ГК [44].

2. Стехиометрическое соотношение Са и Р для синтетической ГК с легированным гидроксиапатитным покрытием составляет 1,67, однако биоапатит имеет нестехиометрическую природу и состоит из мелких кристаллов, характеризующихся плохой кристалличностью, и имеет относительно высокую растворимость относительно стехиометрического количества ГК. [45] . Для улучшения антибактериальных и дифференцирующих способностей покрытий на основе структуры биологической ГК важным направлением исследований в области модификации поверхности является ионное легирование синтетической ГК. Использование ионов с биологическими функциями, таких как Mg2+, Zn2+, Sr2+, Ag+, Zr4+ и F- в качестве легирующих добавок, может не только изменить стехиометрическое соотношение Ca и P в нанесенном ГК, корректируют кристаллическую структуру, улучшают стабильность покрытия и т. д. Его можно адсорбировать на поверхности кристалла для улучшения смачиваемости и достижения эффекта улучшения биологической активности имплантата. Легирование ГА-покрытий можно разделить на одноэлементное и многоэлементное. Среди одноэлементного легирования широко изучено легирование элементом Sr, Sr можно использовать в качестве препарата для лечения остеопороза, с увеличением Sr снижается пролиферация остеокластов, кроме того, Sr также может улучшать механические свойства ГК. . Бойд и др. нанесли покрытие Sr-HA на поверхность кремния методом магнетронного распыления. По мере увеличения количества легирования Sr с 5% до 13% (массовая доля) шероховатость поверхности покрытия постепенно увеличивалась, что улучшало стойкость ячейки. адгезии. F- может сделать прикрепление клеток благоприятным, создавая более низкий поверхностный потенциал, с другой стороны, эксперименты показывают, что допирование F- увеличивает устойчивость ГК к растворимости. Введение Mg2+ в структуру ГК позволяет значительно увеличить удельную поверхность покрытия, а Mg оказывает определенное ингибирующее действие на кристаллизацию ГК, что благоприятствует образованию другого биосовместимого вещества - трикальцийфосфата ( -TCP) фаза. . Совместное легирование несколькими ионами может сочетать в себе преимущества одноионного легирования, а синергетический эффект совместного легирования нескольких элементов более очевиден. Поэтому, чтобы улучшить характеристики покрытия из ГК, его обычно легируют несколькими ионами. Самани и др. приготовили покрытия из ГК, легированные совместно Zn/Ag, золь-гель-методом и обнаружили, что 1,5% Zn-0. Образец, легированный 6% Ag (массовая доля), имел наименьший образец среди всех совместно легированных образцов. Совместно легированные образцы показали лучшие антибактериальные результаты, чем ГК с однократным легированием 2,5% Zn и ГК с однократным легированием 1,5% Ag. Цяо и др. электроосаждением получены солегированные покрытия HA/TiO2 Si-Sr-Ag. Легирование ионами Sr и Si повышало уровень экспрессии генов, связанных с остеогенезом, и успешно противодействовало потенциальной цитотоксичности ионов Ag. . Биологические свойства солегированных покрытий превосходят свойства покрытий HA и Ag-HA, их антибактериальная эффективность сравнима с таковой у покрытий Ag-HA, а особое высокое содержание ионов Si и Sr может способствовать хорошей пролиферации и регенерации. клеток и костной ткани, Улучшает адгезию клеток. Si-содержащая ГК имеет более высокую скорость абсорбции и имеет большое количество активных групп, способствующих прикреплению остеобластов. Чжан и др. приготовили покрытия HA, усиленные наночастицами SiC Na и F, путем электрохимического осаждения. Замена Ca2+ в HA на Na+ может способствовать прикреплению клеток и метаболизму костей; замена OH- в HA на F- может повысить структурную стабильность. Таким образом, покрытие HA, совместно легированное Na и F, может проявлять превосходные биологические свойства. Большое количество исследований показало, что антибактериальный эффект ионно-легированной ГК в значительной степени зависит от концентрации допирующего элемента и свойств самой допанта [30]. Антибактериальный и остеоинтегрирующий эффекты. В настоящее время имеется мало литературы, посвященной легированию плазмы редкоземельными элементами, такими как La, Ce, Nd, Gd. Покрытие из ГК, легированное La3+, имеет низкую растворимость и улучшенные механические свойства[55]; с целью улучшения антибактериальных и износостойких свойств покрытия из ГК Адити и др.[56] использовал технологию плазменного напыления для покрытия HA из титанового сплава. Когда были добавлены CeO2, Ag и углеродные нанотрубки, было обнаружено, что константа износа и напряжение сдвига покрытия значительно снизились, а антибактериальные свойства были хорошими.

3. Хитозановое покрытие. Помимо биокерамики, такой как ГК, которая используется в качестве поверхностного покрытия имплантатов из титанового сплава, хитозан, как природное органическое соединение, обладает хорошей биосовместимостью, антибактериальными и антиклеточными свойствами. Стимулирование пролиферации и дифференциации также часто используется в качестве покрытия для модификации поверхности имплантатов из титанового сплава. Хитозан также обладает хорошими адсорбционными свойствами, может биоразлагаться in vivo, не оказывает токсического действия и может сочетаться с другими веществами, такими как ГК, в качестве носителя лекарственного средства. Контролируя толщину хитозанового покрытия, можно регулировать местную концентрацию препарата с целью лечения послеоперационной инфекции, воспаления и достижения лучшей остеоинтеграции имплантата. Хитозан может взаимодействовать с отрицательно заряженными бактериальными клетками для достижения антибактериального эффекта и снижения риска отказа имплантата. Хотя его антибактериальная активность несколько ниже, чем у некоторых ионов металлов, он более безопасен для организма человека. Антибактериальный механизм хитозана заключается в основном в использовании его функциональных групп (аминогрупп) и положительных электрических свойств для взаимодействия с бактериальными мембранами для подавления роста бактерий. Антибактериальные свойства хитозана с разной молекулярной массой неодинаковы. Высокомолекулярный хитозан. Чжэн Ляньин и др. обнаружили, что когда молекулярная масса хитозана ниже 300 000, его антибактериальное действие на Escherichia coli и Staphylococcus aureus противоположно изменению молекулярной массы. ослабление. Кирошка и др. изучили влияние нанопокрытий хитозан-хитин на остеоциты крыс и обнаружили, что как пористость покрытия, так и распределение пор по размерам связаны с молекулярной массой хитозана, а молекулярная масса также влияет на структуру скелета роста и пролиферации клеток; В их исследовании хитозановое покрытие со средневесовой молекулярной массой (MW) 160 000 имело высокую пористость, низкую скорость набухания и лучшую диффузию клеток. Наличие большого количества -ОН в хитозановом покрытии, которое заряжено положительно, может ускорить осаждение ПО4 3-, поэтому оно может индуцировать образование ГК in vivo, гидрофильность субстрата после прививки Хитозановое покрытие улучшено, и в SBF Complete HA может образовываться после биомиметического осаждения покрытия, а количество осаждения непривитого образца (образца титана) значительно отличается. Поскольку хитозану трудно образовывать химические связи с имплантатами, чтобы улучшить прочность его сцепления с поверхностью титановых сплавов, исследователи провели дальнейшие исследования. Эгемен и др. электрофоретически осажденный хитозан на подвергнутый пескоструйной обработке Ti-6Al-4V. Исследование показало, что морфология подложки после пескоструйной обработки влияет на шероховатость хитозанового покрытия; увеличение объема. Юговец и др. добавляли нанопорошки и наночастицы ГК к коллоидам хитозана, а затем электрофоретически осаждали их на поверхность сплава Ti-13Nb-13Zr. Исследование показало, что добавление наночастиц привело к увеличению толщины осажденного хитозана, что отличалось от толщины материалов на основе титана. Прочность соединения улучшается, а коррозионная стойкость и биосовместимость материала улучшаются. Чжан и др. поверхность титана обрабатывали щелочью, а затем погружали ее поочередно в раствор гепарина натрия и карбоксиметилхитозана. Благодаря наличию большого количества -ОН на поверхности титана после обработки щелочью его шероховатая поверхность может тесно сочетаться с хитозаном. Образец демонстрирует превосходную гидрофильность при угле контакта с водой всего 8 градусов. Хотя хитозановое покрытие обладает хорошей биосовместимостью, его механические свойства относительно плохие, и восполнение недостатков механических свойств хитозана является ключом к его разработке.

4. Выращивание массивов нанотрубок TiO2 на месте на поверхности титановых сплавов. Структура нанотрубок TiO2 может предотвращать высвобождение ионов металлов (таких как Al, V и т. д.), облегчать реакцию имплантации и проявлять лучшую коррозионную стойкость, чем TiO2. сыпучие материалы и биосовместимость. Поэтому синтез покрытий из массива нанотрубок TiO2 на поверхности титановых сплавов стал еще одним эффективным мероприятием по улучшению их медицинских свойств. Анодирование часто используется для приготовления массивов нанотрубок TiO2 на поверхности материалов на основе титана, тем самым образуя покрытие TiO2 с пористой структурой, похожей на кость. регулирование. Массивы нанотрубок TiO2, полученные методом анодирования, находятся в аморфном состоянии. После отжига массив может перейти из аморфного состояния в фазу анатаза или рутиловую фазу. После отжига при температуре 300–500 градусов обычно это фаза анатаза, а отжиг при температуре 600 градусов затем постепенно превращается в фазу рутила. Увеличение кристалличности поверхности уменьшает угол контакта с водой отожженных образцов, что позволяет массивам нанотрубок проявлять высокую смачиваемость поверхности, что способствует адсорбции белков и адгезии клеток, а синергетический эффект нанотрубок и кристаллической структуры ускоряет деградацию ГК. осаждение. Исследования показали, что фаза анатаза демонстрирует лучшую эффективность в индукции клеточной дифференцировки или пролиферации клеток, чем рутиловая фаза, и на фазе анатаза легче отложить ГК. Кроме того, Ю и др. обнаружили, что нанотрубки TiO2 относительно небольшого диаметра более способствуют адгезии и пролиферации остеобластов; в то время как нанотрубки TiO2 с относительно большим диаметром демонстрируют лучшую способность к остеогенной дифференцировке, а большие нанотрубки можно использовать при моделировании клеток. Лучший остеогенный потенциал после лечения окислительного стресса. Когда напряжение анодирования изменяется в определенном диапазоне, длина и диаметр нанотрубок увеличиваются с увеличением напряжения; с увеличением времени окисления шероховатость поверхности образца увеличивается, а также уменьшается угол смачивания водой. Сплав Ti-6Al-4V представляет собой сравнительно широко используемый биомедицинский материал, состоящий из +-фазы. В процессе анодирования скорости растворения двух фаз различны, а длина трубок нанотрубок различна в разных фазовых областях. Мансурианфар и др.[75] успешно изготовил массивы нанотрубок TiO2 с хорошей однородностью на сплаве Ti-6Al-4V методом вторичного анодного окисления при напряжении 50~75В. Морфология нанотрубок показана на рисунке 1. Средняя длина и диаметр трубки увеличивались с увеличением напряжения. Было обнаружено, что образцы, приготовленные при 60 В, показали лучшую жизнеспособность клеток, а на рисунке 2 показан анализ дифенилтетраоксазолбромидом (МТТ) стромальных клеток костного мозга MG63, культивированных на каждом образце. Изготовление слоев массива нанотрубок TiO2 на биотитановых сплавах с низким модулем упругости не только обеспечивает механические свойства материалов имплантатов, но и улучшает их биосовместимость. Ли и др. [76] подготовили слои массива нанотрубок TiO2 на поверхности титанового сплава Ti-24Nb-4Zr-7.9Sn(Ti2448), нанотрубка-Ti2448 (NTi2448) по сравнению с чистым Ti, нанотрубкой. -Ti(NT) и Ti2448 показали более высокую смачиваемость, коррозионную стойкость, цитосовместимость и способность к остеоинтеграции. За счет добавления в низкомодульный титановый сплав Nb, Zr и других элементов образующаяся после анодирования оксидная пленка повышает его коррозионную стойкость. Кроме того, добавление легирующих элементов снижает порядок массива нанотрубок, и диаметр трубки становится другим. , а исследования также показали, что массивы с низким порядком демонстрируют лучшую совместимость. В настоящее время модификация поверхности материалов на основе титана методом анодного окисления в основном сосредоточена на исследовании чистого титана и сплава Ti-6Al-4V. Исследователи изучили морфологию, состав, взаимосвязь между кристаллической структурой и т. д., а также шероховатость поверхности, смачиваемость, пролиферацию и дифференцировку клеток. Однако мало внимания уделяется влиянию легирующих элементов новых медицинских титановых сплавов на морфологию покрытий из массива нанотрубок, полученных анодированием.

5. Модификация поверхности на основе покрытия из массива нанотрубок TiO2. Для модификации поверхности титановых сплавов исследователи часто интегрируют различные технические средства для проектирования в соответствии с конкретными требованиями. Сочетание нескольких методов модификации в значительной степени объединяет преимущества каждого метода модификации, а эффект модификации также постоянно оптимизируется.

Для повышения износостойкости имплантатов в прошлом для приготовления слоев TiN на поверхности имплантатов применялись магнетронное распыление и другие методы, но на основе нанотрубок TiO2 покрытия из массива нанотрубок TiN можно получить путем непрерывного восстановления и азотирования TiO2. нанотрубки. , что не только обеспечивает соответствие пористой структуры требованиям биосовместимости, но и повышает ее износостойкость. Массив нанотрубок TiO2 имеет большую удельную площадь поверхности, и использование массива нанотрубок TiO2 в качестве переходного слоя может увеличить прочность сцепления HA-покрытия и улучшить количество осаждаемого HA-покрытия. Лин и др. образовал титанат кальция (CaTiO3) на поверхности нанотрубок путем вакуумной кальцификации и гидротермальной обработки, что обеспечило места зарождения ГК и реализовало химическую связь между наноразмерным покрытием ГК и матрицей TiO2. Фатьюнес и др. использовали ультразвуковое электроосаждение для приготовления покрытия из оксида графена-HA на нанотрубках TiO2. Графен улучшает механические свойства покрытия из ГК, а сам графен биосовместим. Предыдущие исследования показали, что графен может индуцировать дифференцировку стволовых клеток и стимулировать остеобласты. Покрытие из массива нанотрубок TiO2 также демонстрирует уникальные преимущества при загрузке ионов и лекарств медленного высвобождения. В настоящее время покрытие из массива нанотрубок TiO2 начало использоваться в качестве покрытия пористой структуры для загрузки ионов или антибактериальных и противовоспалительных препаратов и обеспечивает интеллектуальное высвобождение лекарств за счет изменения температуры, pH и других условий. Плазмоны Ag, Cu, Sr, загруженные на массивы нанотрубок TiO2, могут использоваться в качестве антимикробных агентов замедленного и медленного высвобождения в живых организмах. Чен И и др. [84] использовали магнетронное распыление для приготовления тонких пленок TiAg, затем использовали анодирование для изготовления массивов нанотрубок TiO2, нагруженных Ag, а затем использовали гидротермальный метод для загрузки SrTiO3. Образцы, нагруженные ионами, по-прежнему показывали хорошие характеристики через 60 дней. Хорошие антибактериальные и остеоиндуктивные свойства. Кроме того, нанотрубки TiO2 часто используются в качестве контейнеров для антибактериальных препаратов с целью достижения эффекта интеллектуального замедленного высвобождения лекарств, однако контроль скорости высвобождения лекарств путем регулирования длины и диаметра нанотрубок имеет определенные ограничения, поэтому его часто используют в нанотрубках, наполненных лекарствами. Система трубок инкапсулирована биополимером для предотвращения взрывного высвобождения препарата. Чжун и др. полиметакриловая кислота с покрытием на массивах нанотрубок TiO2, загруженных норфлоксацином, которые продемонстрировали небольшой взрывной высвобождение (34,4%) и более длительное время устойчивого высвобождения. Метод, предложенный Aw et al. Использование нанотрубок, наполненных полимерными мицеллами с лекарственными препаратами, и покрытие поверхности нанотрубок TiO2 биополимерными покрытиями, такими как хитозан, также улучшило антибактериальные и противовоспалительные функции нанотрубок TiO2. С другой стороны, некоторые исследователи улучшили скорость загрузки и высвобождения лекарства за счет изменения шероховатости стенки нанотрубки, что в равной степени применимо как к гидрофильным, так и к гидрофобным лекарствам [88]. Ожидается, что на основе эффекта модификации существующих покрытий из массива нанотрубок TiO2 подготовка покрытий из массива нанотрубок TiO2 на поверхности имплантатов из титановых сплавов станет основным шагом в модификации медицинских титановых сплавов в будущем.