文摘

ti - 29 - nb - 13 - ta - 4.6 -锆(TNTZ)合金具有良好的力学性能和骨传导性。对于牙科应用程序,TNTZ表面被转换为白色氧化层由一个简单的热处理在空气中实现审美表面的形成。热处理形成的氧化层在1000°C 0.5或1小时更白,加入TNTZ基质形成的比这更强烈的治疗在900°C。TiO的层组成₂(金红石)TiNb₂O₇,泰坦₂O₇和拥有~ 30μ米厚度的样品热处理在1000°C和~ 10μ对热处理在900°C。平均粗糙度和表面润湿性热处理后增加。传播和扩散的鼠标osteoblast-like细胞(MC3T3-E1细胞)在热处理样品几乎一样好。细胞扩散对TNTZ比纯钛(CP Ti)无论热处理的样品。没有恶化在体外细胞相容性TNTZ热处理后氧化层涂料。

1。介绍

(Ti)钛及其合金开发骨科和牙科领域的使用,如关节,盘子,螺丝,和牙齿的根。钛材料显示更好的耐腐蚀不锈钢和钴铬合金,用于生物医学应用程序,由于稳定的氧化钛薄膜的表面形成的。Ti合金分为α类型,α+β类型,β类型,根据数量和类型的合金元素。各种类型的Ti合金开发,特别是α+β类型和β类型合金,具有无毒、nonallergic元素,有望用于生物医学应用(1- - - - - -4]。Ti-6Al-4V ELI合金已经注册在ASTM标准化和用作骨固定板和人工髋关节的茎。伊莱合金显示出明显的韧性:极高的0.2%补偿屈服强度895 MPa,高于不锈钢和Co-Cr-Mo合金(3]。

ti - 29 - nb - 13 - ta - 4.6 -锆(TNTZ)已经开发成一个低刚性β类型无毒和非过敏性元素组成的合金(1,2]。拉伸性能和疲劳强度等机械性能TNTZ等于或大于Ti-6Al-4V ELI的合金。TNTZ的杨氏模量远低于伊莱合金,这使得它的首选材料用于骨固定器。TNTZ的骨传导能力优于不锈钢或Ti-6Al-4V合金(1]。力学性能差异和自然骨植入材料导致的负面影响,如应力屏蔽(2]。TNTZ被发现的性质接近的骨头和在医疗和牙科领域的预期。

一些牙科材料,例如人工牙齿和口腔正畸设备如拱线或支架,需要表现出自然的敏感使牙齿健康和美丽。因此担心TNTZ有缺点的审美知觉由于其金属的颜色。我们相信自然骨——或者tooth-coloured TNTZ表面涂层(white-coloured涂层)应有效解决这个问题。white-coloured涂料应具有生物相容性以及比TNTZ或更好。

几个表面修饰钛和钛合金执行以提高其生物相容性(3,5]。许多涂料的高温冶金加工方法羟基磷灰石(HAp),骨的主要无机成分,显示了良好的生物相容性,在金属表面已报告(6]。然而,担心准备HAp的粘附能力较低与金属基体和涂层方法限制实现复杂形状金属。此外,HAp涂层由高温冶金加工方法,如等离子喷涂、展品化学耐久性下降的身体比化学计量,哪些属性意外解散植入后的涂层。

磷酸钙逆微晶玻璃(60 cao-30p₂O₅7 na₂O-3TiO₂摩尔%)涂层的生物相容性,为TNTZ据报道在我们先前的研究[7,8]。涂层制备用以下方法:浸渍合金盘玻璃粉浆,干燥产生的盘在100°C,在空气中加热在800°C 0.5 ~ 2小时。拉伸试验表明,涂层的结合强度与TNTZ高于Ti-6Al-4V或纯钛(CP Ti)和强度值(~ 25 MPa)相对高于plasma-sprayed HAp涂层CP Ti (≲7 MPa) (6]。还发现一个中间层组成的薄oxidized-TNTZ层涂层和基体之间形成。他们破碎后的微晶玻璃涂层抗拉试验。这意味着,氧化层的结合强度值和TNTZ衬底高于测量,这可能表明,层债券比plasma-sprayed HAp衬底更强烈。氧化层是白色的,因为光散射发生在晶界的晶体。因此,我们认为,氧化层有助于审美知觉TNTZ样本和层是可以由一个简单的热处理样品表面,即使它有一个复杂的形状。

本工作的目的是准备white-coloured TNTZ表面的氧化层的使用一个简单的干燥方法,也就是说,加热TNTZ样品在空气中,并评价其细胞相容性,特别是初始细胞粘附和增殖在体外测试中,使用CP Ti或TiO₂作为比较样本。初始细胞粘附基质报道影响随后的细胞事件,如增殖、分化和矿化(在成骨细胞的细胞)的情况下9]。粘附是受衬底表面的属性,如化学成分、润湿性、粗糙度(纳米~微),和地形,9- - - - - -14]。TNTZ已经发现优秀tissue-compatible的结果在活的有机体内测试(1,2]。氧化层是需要tissue-compatible一样或比TNTZ牙科应用程序,而上述表面性质会改变好了。在目前的工作,最初的附着力,蔓延,鼠标osteoblast-like细胞的增殖(MC3T3-E1细胞)在氧化层TNTZ和CP Ti和图层的属性评估和讨论。

2。材料和方法

2.1。样品制备

热轧ti - 29 - nb - 13 - ta - 4.6 - zr酒吧与直径10毫米作为衬底材料。一个解决方案治疗做准备TNTZ栏;即材料加热到795°C的温度上升的速度50°C·分钟⁻¹然后到800°C的速度1°C·分钟⁻¹并保持3人力资源在800°C Ar与电子炉气体。TNTZ光盘直径10毫米和0.2毫米厚度从酒吧准备用刀(Accutom-50, Marumoto Struers,日本)其次是抛光的砂布(编号为1500)。准备光盘上的氧化层,设置在一个半岛₂O₃板,加热空气中使用电子炉900或1000°C的温度上升速度5°C·分钟⁻¹,每个温度保持在0.5或1小时。Ti (CP Ti)板的尺寸10×10×0.3毫米是抛光在1000°C和加热1小时作为TNTZ那些同样的条件。

2.2。材料表征

样品表面的光谱反射率与光度色度计测量(cm - 700,柯尼卡美能达)。圆盘的表面形态和截面观察与扫描电子显微镜(SEM、地产- 6301 f, JEOL,日本)将一个能量色散谱仪(EDS)和非晶涂层样品后锇层使用汽相淀积方法(Neoc、Meiwafosis有限公司、日本)。观察样品的横截面由安装在甲基丙烯酸甲酯(4004年Technovit Okenshoji有限公司,日本)然后金刚石锯切。样品的横截面是抛光,涂以无定形锇,然后通过扫描电镜观察。表面粗糙度测量粗糙度测量(三丰公司Surftest 401年,日本)计算平均粗糙度(Ra)紧随其后。X射线衍射(XRD)进行PANalytical(荷兰)X 'pert-MPD使用步长为2θ与铜K: 0.017°α辐射,在45 kV和40 mA,每一步,15秒的计数率从2θ值15°60°。润湿性与接触角进行测量仪表(Kyowa DM 300年,日本)。10个样本用于测量。

2.3。离子释放和细胞相容性

细胞培养测试是消毒的光盘热处理在180°C 1.5人力资源,然后放在一个24-well板。是使用的培养基αMEM含10%胎牛血清的边后卫。1毫升的αMEM是添加到每个好其次是孵化在37°C在湿润的气氛中95%的空气中,5%的公司₂7天。孵化的培养基是改变后1天,然后改变了每隔一天。离子浓度(钛、Nb、助教和Zr)取代介质测量的电感耦合等离子体原子发射光谱(icp - aes, icp - 500、日本岛津公司、日本)。三个样品每个样品进行测试。

MC3T3-E1细胞被播种盘上放置在一个24-well板的密度50000细胞/然后在37°C的环境空气湿润空气的95%,5%的公司₂1天。SEM是用于监测细胞依附和形态。培养后的光盘与磷酸盐缓冲盐水冲洗两次(PBS)。这些细胞被固定在2.5%戊二醛在4°C 40分钟。通过一系列的细胞脱水乙醇浓度增加和干使用hexamethyldisilazane (HMDS)。样品被涂上一层非晶态锇和扫描电镜观察。GNU图像处理程序(GIMP2)和ImageJ软件被用来计算单个细胞面积在每个样本。细胞增殖是培养5天后检查。被提到的文化条件。细胞数量在样品测量标(日出远程、TECAN、瑞士)使用细胞计数Kit-8 (Dojindo、日本),后指令。 The number was counted by measuring the absorbance of the resulting medium at 450 nm. Results represent the mean values of three samples. Thermanox was used as a control sample. Differences between groups were determined by Student以及价值观的被认为具有统计显著性。

3所示。结果与讨论

3.1。表面特征

数据1(一)~1 (e)显示的表象TNTZ热处理前后。热处理的样品在1000°C表现出白色的颜色,而热处理在900°C显示灰色的颜色。色度计分析后的结果;图1 (f)是一个典型的光谱反射率的TNTZ热处理前后的1000°C 0.5人力资源对波长在可见光范围内(400 - 800海里)。氧化表面的反射率值在60 - 80%在整个可见光范围内,而金属表面是20%左右。一般来说,反射率越高,亮度越高。因此,远比金属表面氧化层。此外,氧化表面的反射率曲线是光滑凸向上和最大反射出现在550 ~ 600 nm左右,它包括green-yellow-orange颜色的波长组成部分。这表明氧化表面颜色略淡黄色的白色的。

XRD模式(图2)表明,氧化层上形成TNTZ和CP Ti热处理后样品。氧化层上形成TNTZ由TiO组成₂(金红石)TiNb₂O₇,泰坦₂O₇。峰值强度对应于这些氧化阶段增加治疗温度和时间的增加;尤其是没有βti的峰值,这来自于原始TNTZ,观察的模式样本加热在1000°C。这应该是由于氧化层厚度的变化。TiO₂(金红石)主要形成在1000°C CP Ti热处理后1小时。泰坦难以识别₂O₇阶段形成TNTZ通过XRD,因为TiNb₂O₇和泰坦₂O₇有类似的晶体结构和合金中Ta金额很小。然而,助教没有检测到EDS在氧化层。因此,我们怀疑泰坦₂O₇形成。如果有的话,Ta可能存在Ti (Nb, Ta)₂O₇阶段因为Nb和Ta形式完成固溶体(15]。

图3SEM照片显示TNTZ表面热处理前后。线性槽~ 1μ米的大小由抛光在所有样本观察。与数百纳米大小的微粒形成整个表面(槽)热处理后的样品。他们的尺寸增加而增加治疗温度和时间。如图4,在CP Ti样本,杆状颗粒与~ 1μ米大小的形成对整个表面热处理后1小时的1000°C。TNTZ之间的颗粒大小的差异和CP Ti是由化学成分;TiNb₂O₇和泰坦₂O₇降水抑制增长的主要阶段(金红石)在热处理TNTZ的情况。

(图的横截面扫描电镜图像5)表明,氧化层仍然TNTZ衬底热处理在1000°C,当他们消除表面热处理的900°C通过SEM观察的样品制备。的原因层样品热处理在900°C被淘汰还不清楚;然而,热应力在界面由于热膨胀系数的差异可能是关心它。另一方面,消除被认为是处理造成的扫描电镜观察,如切割、抛光,保持真空。在任何情况下,氧化层形成的热处理在1000°C被发现拥有比这更好的粘附在900°C。消除氧化过程中氧化层的行为,其粘接强度,硬度将在另一篇论文讨论。氧化层厚度被发现~ 10μ热处理的样品在900°C和~ 30μ一热处理在1000°C,分别。这层厚度差异可能导致外观颜色的变化(图1)。因此,TNTZ热处理在1000°C 1小时用于随后的表面特性和细胞培养测试。

表1显示表面性质、平均粗糙度和润湿性TNTZ和CP Ti样品热处理前后1小时的1000°C。粗糙度的增加,热处理后的接触角下降在这两种情况下TNTZ和CP Ti。据报道,金红石粉末接触角约为4 ~ 5°(16]。润湿性的增加可能是由于增加粗糙度和TiO₂包含在氧化层。表面润湿性能很大程度上取决于表面能量(17]。根据文献[18],亲水性Ti具有较高的表面能比疏水性和导致更快速的细胞激活和分化。

3.2。细胞的依恋和形态

一些金属离子释放植入材料已报告影响细胞功能(19- - - - - -22]。icp - aes的结果表明,没有离子释放的热处理TNTZ细胞培养基。细胞的扫描电镜图像(图6)表明,他们在天所有样品表面传播文化和拥有主轴和分支形状。更多的纺锤状细胞观察和CP钛表面上比其他样本。图7使用SEM图像显示了单个细胞面积计算。TNTZ的面积大于CP的Ti不管热处理的样品,这表明TNTZ细胞扩散。热处理样品的面积大于预先埋设的TNTZ和CP Ti样本的一个在这两种情况下,虽然没有显著差异在TNTZ中的值。细胞表面TNTZ保持更高的性能比CP Ti即使在氧化层涂料。图8显示了活细胞数量在TNTZ样品5天文化。热处理样品的数量有点大,虽然没有显著差异之间的数据做好准备和热处理样品。因此,没有恶化在体外细胞相容性TNTZ热处理后氧化层涂料。在未来的工作中,人类成骨细胞将被用于细胞兼容性测试,而不是MC3T3-E1细胞来模拟在活的有机体内更好的条件。

轻微的增加细胞扩散区(图7)和活细胞数(图8)热处理样品可能是由于其较大的粗糙度和更高的润湿性。细胞形态学和细胞骨架的形成与后续事件已报告,如增殖、分化(9- - - - - -14]。这可能是由活动和互动与细胞骨架相关蛋白和粘着斑。例如,纤连蛋白的吸附,是细胞外基质蛋白之一,据报道,支持在疏水表面和衬底表面粗糙度的影响11]。细胞形态学的变化被报道是河马的重要调节通路在调节细胞增殖起着重要的作用[23]。应力纤维抑制或背阔肌的河马途径上游的细胞膜的蛋白激酶,导致细胞增殖的upregulation。平面和传播形态的细胞促进应力纤维的形成(f -肌动蛋白)。细胞活性的氧化层上形成TNTZ将在未来的工作中详细调查。

4所示。结论

white-coloured涂层组成的氧化层制备TNTZ光盘的热处理在空气中达到美学的形成表面为牙科应用程序。TNTZ具有优良的力学性能和生物相容性。热处理形成的氧化层在1000°C white-coloured和加入TNTZ基质形成的比这更强烈的治疗在900°C。粒子的大小包含TiO几百纳米₂(金红石)TiNb₂O₇,泰坦₂O₇治疗期间形成的。~ 30层厚度μ样品热处理在1000°C。平均粗糙度和表面润湿性热处理后增加。MC3T3-E1细胞的蔓延和扩散层对热处理样品几乎一样好。因此,没有恶化在体外细胞相容性TNTZ氧化层涂层后简单的热处理。

利益冲突

没有披露潜在的利益冲突。

承认

这项工作是支持的科研补助金(C)(没有。24560857 - 51)从日本社会促进陶瓷研究和教育科学研究所(ICRE)。