鈦?zhàn)鳛?種生物相容性優(yōu)良的植入物材料 ， 在口腔種植修復(fù)領(lǐng)域應(yīng)用廣泛 。 但由于純鈦材料的生物惰性 ， 未經(jīng)表面處理的純鈦植入物其表面生物活性及抗菌性能不佳 。 為了解決這一問題 ， 各種表面處理技術(shù)都可以用來增強(qiáng)鈦植入物表面生物活性，目前對于鈦表面處理的研究主要集中在微觀和納米層面 ， 結(jié)合不同的表面改性方法 從而促進(jìn)骨結(jié)合反應(yīng)及提高植入物表面的抗菌性能。 微觀層面上 ， 主要有表面噴砂-酸蝕 -噴砂-粗化-酸蝕結(jié)合 ( sand blasting and acid etching, SLA ) 等表面改性方法 ； 而通過等離子噴涂 、 陽極氧化等可以獲得納米級別的表面形態(tài)。 陽極氧化法是以純鈦為陽極 ， 惰性材料作為陰極(如石墨等) ， 兩極浸在電解液中 ， 在一定電流 、電壓等條件下鈦表面發(fā)生氧化反應(yīng) ， 最終形成一層穩(wěn)定 、有序的 TiO2, 納米管結(jié)構(gòu) ， 其制備簡便 ， 是目前較成熟的表面處理技術(shù) ， 具有多孔形貌的氧化鈦涂層已被證明是提高鈦表面生物學(xué)活性的有效途徑⑼ 。 文章將對鈦陽極氧化表面的性能及臨床應(yīng)用的研究進(jìn)展作一分析 。

一 、 成骨活性

1、不同多孔涂層的成骨活性 

陽極氧化技術(shù)中 ， 微弧氧化技術(shù) (micro-arcoxidation, MAO) 可以相對高效地在種植體表面形成多孔涂層 。 Zhou W 等人⑸發(fā)現(xiàn) ， 由 MAO 制備的鈦表面多孔結(jié)構(gòu)可以促進(jìn)骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞的黏附和成骨分化 ， 通過調(diào)節(jié)氧化的時間以制備出不同孔徑 (3-10 nm) 的多孔形態(tài) ， 實(shí)驗結(jié)果表明在此范圍內(nèi)孔徑越大越有利于骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞的黏附和成骨分化 。

近年來 ， 石墨烯材料由于其獨(dú)特的結(jié)構(gòu)和優(yōu)異的力學(xué) 、 熱學(xué)和電化學(xué)性能以及良好的殺菌和生物相容性得到了廣泛的應(yīng)用 。 Karimi N 等回采用電泳沉積法制備了殼聚糖增強(qiáng)徑基磷灰石-氧化石墨烯納米復(fù)合層 (Chitosanreinforced hydroxyapatite-graphene oxide, CS-GO-HA) ,研究發(fā)現(xiàn)殼聚糖含量對磷灰石的形成能力和生物相容性有不同影響 ， 含 0.5 mg/ml 殼聚糖的 CS-GO-HA 納米涂層阻隔性能最好 。 通過陽極氧化的鈦基體與 TI02納米管形成了無裂紋 、 均勻的 CS-GO-HA 涂層 ， 結(jié)果表明鈦基體陽極氧化表面改性的 0.5 mg/ml 殼聚糖電泳沉積 CS-GO-HA 三元復(fù)合涂層具備良好的電化學(xué)性能 、 生物活性和細(xì)胞活性 ， 具有良好的骨植入應(yīng)用前景 。

鈦誥合金 ( Ti ? Zr alloys) 作為可替代植入物的新興材料 ， 相比傳統(tǒng)純鈦具有更優(yōu)異的機(jī)械強(qiáng)度 ， 更佳的抗腐蝕性能和生物相容性 ， 經(jīng)過陽極氧化處理的鈦誥合金被證實(shí)性能更優(yōu)異 。 Sharma A 等⑺分別對鈦錯合金和純鈦的圓盤進(jìn)行了陽極氧化處理 ， 對比觀察其表面特性和細(xì)胞相容性 。 陽極氧化鈦誥合金表面比陽極氧化純鈦形成了更多的納米空隙 ， 具有了更佳的親水性 ， 兩者的細(xì)胞存活率無顯著差異 ， 但 24 h 后陽極氧化鈦錯合金表面的細(xì)胞總數(shù)明顯增加 ( P＜0.01)。陽極氧化鈦皓合金作為一種潛在的植入物材料值得做進(jìn)一步研究分析 ［ 8 ］。

2、不同大小納米孔徑的成骨活性 

研究表明納米管的大小可以顯著影響成骨細(xì)胞在鈦基材料上的黏附 ， Shen X 等①在不同的電解液和電壓的條件下對鈦基底進(jìn)行陽極氧化 ， 獲得了納米孔和納米管涂層 ， 研究指出相較于納米管 ， 納米孔結(jié)構(gòu)有更強(qiáng)的連續(xù)性及更厚的管壁 ， MC3T3-E1 細(xì)胞的早期附著和成骨分化能力顯著改善 。

針對納米管的孔徑大小 ， Von Wilmowsky C 等(⑼主要評價了 TiO, 納米管的直徑對于成骨過程中種植體周圍骨形成和骨基質(zhì)蛋白表達(dá)的影響 。 將 90 枚載有直徑為15 ? 100 nm 納米管的種植體植入 6 頭家豬的額顱內(nèi) ， 30d 后對骨-種植體接觸及骨形態(tài)發(fā)生蛋白 BMP-2 、 I 型膠原和骨改建的表達(dá)進(jìn)行免疫組織化學(xué)染色及形態(tài)分析系統(tǒng)分析 ， 結(jié)果發(fā)現(xiàn) BMP-2 在 50nm 、 70 nm 和 100nm 組的表達(dá)明顯高于未行種植體表面氧化處理的對照組 ， 其中直徑 70 nm 的二氧化鈦納米管具有更好的骨傳導(dǎo)特性 。

Wang N 等 3 對比了 30 nm 、 70 nm> 100 nm 的 TiO2納米管對種植體周圍堿性磷酸酶 ( ALP) 、 骨鈣素 ( OSX) 、I 型膠原 (Col-I) 和抗酒石酸酸性磷酸酶 (TRAP) 的基 因表達(dá)和骨形成的影響 ， 結(jié)果顯示直徑為 70 nm 的 TiO2納米管組其骨-種植體接觸率和基因表達(dá)水平顯著增加 。

二 、 抗菌性能

1、搭載抗菌藥物 

如上所述 ， 殼聚糖的加入可以提高鈦植入體的表面性能, A.Sasireka 等 “ 習(xí)研究了礦物復(fù)合甕基磷灰石.殼聚糖-酪蛋白復(fù)合涂層這種新型的生物活性材料的抗菌性和抗腐蝕性 。 在 100 LL 的涂層濃度下觀察到其對大腸桿菌最大直徑的抑菌區(qū) ， 表現(xiàn)出良好的抗菌活性 。 電化學(xué)性能是評估材料體外抗腐蝕性的常用方法 ， 其最終測試結(jié)果可用 Icoir 值表示 ， 加載體外腐蝕電流后未涂覆的 Ti 電極的 Icorr 值最高 ( 10 A cm' 2 ) ， 腐蝕速率最高 ； 不同電解液下制成的納米復(fù)合涂層的 Icon ?值顯著降低 ( 0.61 ? 1.1A cm-2 ) ； 此外 ， 在相角圖上 ， 涂層具有較高的相角(在應(yīng)力作用下 ， 分子鏈由于內(nèi)摩擦力的作用 ， 使形變落后于應(yīng)力變化 ， 其落后的一個角頻率&即相角 ， 相角越大說明分子鏈的運(yùn)動越困難)和低頻阻抗模量 ， 表明其結(jié)構(gòu)穩(wěn)定 ， 并具有較好的抗腐蝕性和鈍性 。 但其體內(nèi)的抗腐蝕性尚有待于進(jìn)一步研究 。

陽極氧化后表面的 TiO2小管本身具有一定空隙 ， 近年來不同學(xué)者多采用在 TiO? 小管內(nèi)搭載抗菌藥物來提高種植體的抗菌性能 。 Mansoorianfar M 等小 】 在 Ti 6-4 合金 上以陽極氧化的方式制備 TiO2納米管 ， 通過浸泡和電泳的方法填充萬古霉素 ， 發(fā)現(xiàn)在 60 ? 75 V 范圍內(nèi)陽極氧化可以獲得最佳的納米管形態(tài) 、 合適的藥物釋放和抗菌性能 。

此外 ， 沒有載藥量的陽極氧化樣品沒有抗菌活性 。

銀離子置入二氧化鈦納米管后 ， 可以在一定條件下由鈦表面釋放 ， 表現(xiàn)出抗菌性能 ,4 - 151 o Huirong Li 等采用電化學(xué)陽極氧化法在鈦基底上制備 TiO2納米管 ， 通過銀鏡反應(yīng)在管內(nèi)沉積納米銀離子 ， 通過大腸桿菌的培養(yǎng)實(shí)驗評價不同結(jié)構(gòu)特征(銳鈦礦型 、 金紅石型 、 無定型納米管)的抗菌活性 。 其中 ， 以銳鈦礦型的抗菌活性最高 。 此外 ， 研究還發(fā)現(xiàn)納米管的直徑同樣影響抗菌活性 ，直徑為 200 nm 和 50 nm 的納米管抑菌率高于其他直徑的納米管 。 而納米管的長度對抗菌活性無顯著影響 。

氧化鋅是臨床中常用的抗菌劑 ， Liu W 等 z 將氧化鋅粒子引入到 TiO? 納米管中以探究其與純鈦樣品間成骨能力和抗菌性能的區(qū)別 。 打?qū)φ战M相比 ， 氧化鋅小管的堿性磷酸酶活性 、 I 型膠原和骨鈣素基因的表達(dá)都有所提高 。

并且鈦與適濃度(初始濃度為 0.015 M 的 Zn(NO).) 的氧化鋅復(fù)合可以有效促進(jìn)骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞的成骨分化 ，并具有較好的抗菌性能 。

2、藥物緩釋系統(tǒng) ：

搭載 LL37 肽的 TiO2、 管進(jìn)一步具備 J ’ 藥物緩釋作用 ， Shen X 等⑼在納米孔涂層中加入 LL37 肽 ， 可以以 7天的緩釋時間釋放 ， 進(jìn)-步提高了抗菌 LL37 肽的反應(yīng)時間和效果 。 許多學(xué)者據(jù)此特點(diǎn) ， 將 TiO, 納米管陣列開發(fā)為藥物加載系統(tǒng)來輸送相應(yīng)的藥物 。 該系統(tǒng)的優(yōu)點(diǎn)是所輸送的藥物町以在預(yù)定的時間跨度內(nèi)釋放 ， 然后釋放到鈦植入體的界面 。 磁 、 電磁和超聲波都可以用來作為從陽極氧化鈦表面釋放藥物的觸發(fā)器。

三 、 陽極氧化表面種植體的臨床效果

大量的基礎(chǔ)研究表明 ， 陽極氧化技術(shù)可以在種植體表面形成微觀的特殊結(jié)構(gòu) ， 這些結(jié)構(gòu)具有良好的骨結(jié)合能力及抗菌性能 “ 役眾多學(xué)者的臨床研究及追蹤觀察也表明 ， 陽極氧化表面種植體在早期負(fù)荷及即刻負(fù)載時可以取得良好的療效 ， 具有更高的種植成功率。

1、陽極氧化種植體的臨床應(yīng)用效果 

Pimentel Lopes de Oliveira GJ 等冋在一個隨機(jī)對照臨床研究中對比了陽極氧化表面和常規(guī)酸蝕處理的種植體表面在穩(wěn)定性方面的差異 ， 最終結(jié)果表明不同表面處理的種植體穩(wěn)定性相似 。 Rocci A 等 3 報道了陽極氧化表面處理的 Nobel Ti Unit 種植體和同系統(tǒng)機(jī)加工表面種植體在即刻負(fù)載后隨訪 9 年的結(jié)果 ， 負(fù)載 9 年后種植體的留存率分別為 95.5% 和 85.5%, 與機(jī)械加工種植體相比 ，TiUnite 種植體的成功率提高了 10% ； 此外機(jī)械加工種植體的失敗病例在吸煙者和骨質(zhì)較差的部位數(shù)量較多 ， 而接受陽極氧化處理的 TiUnite 種植體沒有這樣的表現(xiàn) 。

2、探索新型復(fù)合型陽極氧化種植體 

針對陽極氧化頸部的特性, Wiliam YS Hung 等日研發(fā)設(shè)計岀-款新型的 A1D1 種植體 ， 其特點(diǎn)在于種植體頸部釆用了陽極氧化和微螺紋的雙邊緣設(shè)計 ， 頂部通過陽極氧化形成高 1.2 mm 的結(jié)構(gòu) ， 顏色呈黃色或粉色 ， 這種處理可以增加種植體表面氧化層的厚度及粗糙度 ， 從而提高種植體的生物相容性 ， 可以在種植體暴露或軟組織萎縮時改善美觀性 ， 氧化層的存在還能防止牙菌斑的滋生 。

四 、 結(jié)論與討論

對于鈦陽極氧化不同材料表面的研究 ， 多集中于運(yùn)用各種方法在鈦表面形成不同的形態(tài) ， 如結(jié)合新型材料殼聚糖涂層 ， 與其他元素形成鈦錯合金 ， 以及對于納米小管的形態(tài) 、 結(jié)構(gòu) 、 長度和直徑等方面來開展研究 。 其研究結(jié)果都證實(shí)了經(jīng)過陽極氧化表面處理的鈦基底可以增強(qiáng)成骨活性及抗菌性能 。 而對于納米管的抗菌性能 ， 藥 物控釋緩釋系統(tǒng)將是未來研究的重點(diǎn)之。然而 ， 目前對種植體表面形態(tài)設(shè)計還沒有嚴(yán)格的標(biāo)準(zhǔn) ， 因此新型納米鈦材料距離投入臨床實(shí)際應(yīng)用及商業(yè)化尚需要大量的臨床試驗以進(jìn)一步提高植入物的安全性和可靠性 。 新型表面處理技術(shù)的種植體在臨床應(yīng)用中也有較好的表現(xiàn) ，其遠(yuǎn)期留存率明顯高于傳統(tǒng)機(jī)械加工表面的種植體 ， 且有更好的軟組織相容性和齦緣美觀性 。

綜上所述 ， 陽極氧化技術(shù)可提高鈦及鈦合金表面生物相容性及生物活性 ， 體內(nèi)體外評價和臨床研究都表明鈦表面的 TiO, 納米管除了改善骨結(jié)合 ， 還可以增強(qiáng)植入物表面的抗菌性能以及頸部的軟組織相容性 ， 因此經(jīng)陽極氧化制備的種植體在臨床應(yīng)用中得到了 -定的驗證 。

利益沖突本文作者均聲明不存在利益沖突

參考文獻(xiàn)

[1] Pierre C, Bertrand G, Rey C, et al. Calcium phosphatecoatings elaborated by the soaking process on titaniumdental implants: Surface preparation, processing andphysical-chemical characterization[J]. Dent Mater,2019,35(2):e25-e35. DOI : 10.101 6/j.dental.20 18.10.005.

[2] Liu P. Hao Y, Zhao Y, et al. Surface modification of titaniumsubstrates for enhanced osteogenetic and antibacterialproperties[J]. Colloids Surf B Biointerfaces, 2017,160: 1 10-116. DOI: 10.1016/j.colsurfb.2017.0 8.044.

[3] Wang Q, Zhou P, Liu S, et al. Multi-Scale SurfaceTreatments of Titanium 【 mplants for Rapid Osseointegration:A Review 卩]. Nanomaterials (Basel). 2020.10(6):1244. DOI:10.3390/nano 10061244.

[4] Li G,Cao H,Zhang W et al. Enhanced Osseointegration ofHierarchical Micro/Nanotopographic Titanium Fabricatedby Microarc Oxidation and Electrochemical Treatment.[J] .ACS Appl Mater Interfaces, 2016. 8: 3840-52. DOI:10.1021 /acsami.5b 10633.

[5] Zhou W, Huang O, Gan Y, et al. Effect of titaniumimplants with coatings of different pore sizes on adhesionand osteogenic di fferentiation of BMSCs[J]. Art if Cells Nanomed Biotechnol, 2019,47( I ):290-299. DOI:10.1080/21691401.2018.1553784.

[6] Karimi N, Kharaziha M. Raeissi K. Electrophoreticdeposition of chitosan reinforced graphene oxide -hydroxyapatite on the anodized titanium to improve biological and electrochemical characteristics^]. Mater SciEng C Mater Biol Appi. 2019,98:140-152. DOI: 10.1016/j.msec. 2018.12.136.

[7] Sharma A. McQuillan AJ, Sharma LA, et al. Sparkanodization of titanium-zirconium alloy: surfacecharacterization and bioactivity assessment[J]. J Mater Sci Mater Med. 2015,26(8):221. DOI: 10.1007/sl0856-0l5-5555-7.

[8] Sharma A . McQuillan A J . S h i bata Y, et a I .Histomorphometric and histologic evaluation of titanium-zirconium (aTiZr) implants with anodized surfaces[J]. J Mater Sci Mater Med, 2016,27(5):86. DOI: 10.1007/si 0856-016-5695-4.

[9] Shen X. Al-Baadani MA. He H. et al. Antibacterialand osteogenesis performances of LL37-loaded titaniananopores in vitro and in vivo[J]. Int J Nanomedicine, 2019.14:3043-3054. DOI: 10.2 147/IJN.S 198583.

[10] von Wilmowsky C, Bauer S, Roedl S, et al. The diameter ofanodic TiO : nanotubes affects bone formation and correlateswith the bone morphogenetic protein-2 expression invivo[J]. Clin Oral Implants Res, 2012,23(3):359-366. DOI:10.1111/j .1600-0501.2010.021 39.x.

[11] Wang N, Li H. Lii W. et al. Effects of TiO : nanotubes withdifferent diameters on gene expression and osseointegrationof implants in minipigs[J]. Biomaterials, 2011,32(29):6900-6911 . DOI: 10.101 6/J.biomaterials. 2011.06.023.

[12] A. Sasireka.Renji Rajendran,V. Raj. In vitro corrosionresistance and cytocompatibility of minerals substitutedapatite/b io polymers duplex coatings on anodized Tifor orthopedic implant applications[J]. Arabian Journalof Chemistry,2020, 13(8):63 I 2-6326. DOI: 10.1016/j.arabjc.2020.05.031,

[13] Mansoorianfar M. Khataee A. Riahi Z, et al. Scalablefabrication of tunable titanium nanotubes viasonoelectrochemical process for biomedical applications[J]. Ultrason Sonochem, 2020,64:104783. DOI: 10.1016/j.ultsonch.20 19.104783.

[14] Dong Y. Ye H, Liu Y, et al. pH dependent silvernanoparticles releasing titanium implant: A noveltherapeutic approach to control peri-implant infection[J]. Colloids Surf B Biointerfaces, 2017,158:127-136. DOI:10.101 6/j.colsurfb.201 7.06.034.

[15] Radtke A, Grodzicka M. Ehlert M. et al. Studies on SilverIons Releasing Processes and Mechanical Properties ofSurface-Modified Titanium Alloy Implants[J]. Int J Mol Sci,2018,19(12). DOI: 10.3390/ijms1 9123962.

[16] Huirong Li,Qiang Cui.Bo Feng.et al. Antibacterialactivity of TiO 2 nano tubes: Influence of crystalphase, morphology and Ag deposition[J] . Applied Surface Science,20 1 3,284:1 79-1 83 .DOI : 10.1 0 I 6/j.apsusc. 2013.07.076.

[17] Liu W. Su P, Gonzales A 3rd, et al. Optimizing stem cellfunctions and antibacterial properties of TiO2 nanotubesincorporated with ZnO nanoparticles: experiments andmodeiing[J]. Int J Nanomedicine, 2015 」 0:1997-2019. DOI:10.2147/IJN.S744I8.

[18] Wang Q. Huang JY. Li HQ. et al. Recent advances on smartTiO(2) nanotube platforms tor sustainable drug deliveryapplications[J]. Int J Nanomedicine, 2017,12:151-165. DOI:1 0.2 147/IJN.S 117498.

[19] Aiempanakit K. Jessadaluk S. Tongmaha S. et al. VerticalAlignment TiO2 Nanotube Based on Ti Film Prepared viaAnodization Technique[J]. Key Engineering Materials,2016, 675-676:167-170. DOI : 1 0.4028/www.scientific.net/KEM.675-676.167.

[20] Rocci A. Martignoni M, Gottlow J. Immediate loading ofBrnemark System TiUnite and machined-surface implantsin the posterior mandible: a randomized open-ended clinicaltrial.[J]. Clinical I nip I ant Dentistry and Related Research.2010, 5(sl):57-63. DOI: 1 0.1 I 11 /j. 1 708-8208.2003.tbOOOI6.x.

[21 ] Degidi M, Perrotti V, Piattelli A. Immediately loadedtitanium implants with a porous anodized surface withal least 36 months of follow-up[J]. Clin Implant Dent Relat Res, 2006,8(4):169-177. DOI: 10.1 1 I l/j.1708-8208.2006.00008.x.

[22] Pimentel Lopes de Oliveira GJ, Leite FC, Pontes AE. etal. Comparison of the Primary and Secondary Stability ofImplants with Anodized Surfaces and Implants Treatedby Acids: A Split-Mouth Randomized Controlled ClinicalTrial[J]. Int J Oral Maxillofac Implants, 2016,31( 1 ): 1 86-190. DOI: 10 .11607/jomi.4212.

[23] Rocci A, Rocci M. Rocci C, et al. Immediate loading ofBranemark system TiUnite and machined-surface implantsin the posterior mandible, part II: a randomized open-ended9-year follow-up clinical trial[J]. Int J Oral MaxillofacImplants. 2013,28(3):891-895. DOI: 10.1 1607/jomi.2397.

[24] Tian C, Tseng S, Hung WY. Redesigning the macrostructureof dental implants[J]. Dent Today, 2012,31(4):8 & 90-91.

相關(guān)鏈接