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嘉峪檢測網 2022-06-22 06:24
鋯基植入物由于天然氧化鋯 (ZrO2) 薄膜的形成，具有耐腐蝕性和生物相容性，因此在口腔臨床廣泛使用。特別在患者口腔狀況不佳的情況下，提升種植體生物活性和局部治療療效對早期種植的植入和骨結合尤為重要。因此，鋯基植入物的表面改性已經使用各種物理、化學和生物技術進行。在本文中，我們討論并詳細介紹鋯基植入物的各個方面。
01、研究內容簡介
具有生物相容性和耐腐蝕性的鋯(Zr)作為骨科和牙科植入物的材料選擇，已經得到了普及。自二氧化鋯（ZrO2）作為生物醫學級金屬被推出以來的短短20年里，全世界已經有大約60萬個股骨頭被植入，而牙科植入物的市場每年增加12%以上。雖然鈦（Ti）牙種植體具有良好的生物相容性，并且在臨床上一直是受歡迎的選擇，但與鈦有關的以下限制導致人們尋找替代材料的選擇。
1. 灰色（美觀不足）。
2. 鈦會導致過敏。
3. 鈦粒子在淋巴結和器官中的積聚。
4. 唾液中存在氟化物或金屬合金時的腐蝕。
5. 細菌生物膜在酸性條件下引起的氧化作用
氧化鋯陶瓷最初用于制造牙冠和基臺，（與其他陶瓷如氧化鋁相比，具有優越的生物力學特性）已成為種植牙的流行選擇。已經證實，就骨整合能力而言，微粗糙ZrO2種植體與 "黃金標準 "Ti微粗糙種植體相當。
以下是選擇ZrO2而不是Ti作為牙科種植體材料的主要原因。
1. 白色 （美觀好）
2. 對細菌斑塊的親和力降低，炎癥浸潤減少，有利于軟組織的整合，轉化為減少種植體周圍疾病的風險。
3. 降低導熱性，高抗彎強度和高斷裂韌性。
4. 與其他金屬如不銹鋼、CoCr合金和Ti合金相比，ZrO2是無磁性的，這意味著它不會干擾標準的診斷技術，如磁共振、磁共振成像（MRI）。
在臨床上，與Ti相比，Zr基植入物具有低離子釋放、低細胞毒性、良好的生物相容性和良好的骨整合能力，顯示出良好的效果。
暴露在氧氣中時，Zr容易形成具有生物相容性的ZrO2，這種氧化層的生物惰性和不可吸收性使Zr成為牙齒種植的理想人選。對于牙科植入物來說，象牙色的二氧化鋯的顏色與天然牙齒相似，使其成為牙齒修復的美學選擇。各種體外和體內的調查已經證實了Zr基種植體的生物相容性和成骨潛力。然而，對于有缺陷的患者來說單純使用Zr（骨質/數量不足，老年和糖尿病患者），早期建立和長期維持骨-種植體界面的骨結合，以及牙科種植體粘膜區域的軟組織結合，可能是不夠的。
此外，受損的條件增加了細菌感染和植入物失敗的可能性。研究表明，二氧化鋯表面與減少細菌積累有關，而且在二氧化鋯上生長的細菌比鈦合金上的菌斑更不成熟。此外，ZrO2植入物顯示出炎癥浸潤的數量減少，并促進軟組織的整合。這些證據表明，ZrO2具有抵抗細菌定植和免疫調節特性，可以降低種植體周圍慢性炎癥相關疾?。ㄈ缯衬ぱ缀头N植體周圍炎）的風險。因此，二氧化鋯可能特別適合用于容易發生種植體周圍疾病的條件，包括糖尿病和免疫力低下的患者（例如，放射治療后）。
為了應對這些挑戰，有人提議對基于Zr的植入物進行表面修飾，以增強生物活性和局部治療，從而應對植入物整合不良和細菌感染。在這篇綜述中，為了更好地理解下一代高生物活性和治療性的Zr植入物的臨床轉化，我們對目前Zr植入物改造的知識進行了對比。
對于Ti及其合金來說，活體組織和生物材料表面之間的界面已被廣泛研究，但對于Zr基植入物來說，仍然知之甚少。種植體表面的形貌和化學成分都會影響早期的細胞相互作用，并決定了種植體的命運。研究表明，二氧化鋯可以減少細菌的粘附和生物膜的形成，而原生二氧化鋯薄膜的增厚（2–5 nm）可以提高抗腐蝕的屏障作用。體外和體內研究都證實，二氧化鋯植入物具有卓越的骨整合能力。盡管取得了這些有利的成果，但值得注意的是，長期的臨床結果還沒有得到適當的探討，關于二氧化鋯植入物的骨整合能力的爭議仍未解決。
為了使基于Zr的骨科和牙科植入物獲得成功的長期治療效果，人們建議改變表面化學、形貌和生物活性。Zr表面改性可以影響細胞的粘附、增殖、擴散形態和分化。對于牙科種植體來說，這種修飾可以增強生物相容性和整合性（包括硬組織和軟組織），以達到有利的臨床效果和種植體周圍的穩定性。
2.1物理修飾
物理或機械方法已被廣泛用于制造粗糙或光滑的種植體表面，通過磨蝕過程。這樣做的目的是為了達到提高生物活性的理想表面形貌，同時也便于表面清潔。機械加工、拋光和噴砂等技術已被應用于Zr基植入物的改造。此外，在各種調查中顯示濺射、等離子體噴涂、電弧熔化、物理氣相沉積、激光處理和磁控濺射也已經被應用于Zr 基植入物的改造。
最初對Zr種植體的改造嘗試涉及噴砂（氧化鋁顆粒50–110 μm），與機加工的Ti相比，它能夠增強種植體周圍的成骨和骨結合。然而，研究表明，噴砂會降低ZrO2的抗疲勞性。有人認為，使用柔軟的圓形顆粒進行噴砂可以減少微裂紋的形成，同時還能產生理想的粗糙度。與機加工、等離子噴涂和氧化鋁噴砂的Ti相比，Zr噴砂的Ti植入物明顯增強了骨的生長，這在羊的體內植入中得到了證實。
激光也被用來改變二氧化鋯種植體的表面紋理。這種方法降低了水接觸角（使表面更親水），從而增強了植入物的成骨潛力。例如：據報道，連續波Nd: YAG激光處理的Ti上的Zr氧化，在體外增強了細胞與材料的相互作用。值得注意的是，與沉積的Zr相比，激光氧化的Zr的磨損率降低了兩個數量級，這歸因于其高的表面能量和潤濕性。激光氧化的Zr同時含有單晶（m）和四晶（t）的氧化物，增加t相（增強的表面能和潤濕性）已被證明是一個很好的選擇。此外，飛秒激光照射被用來在ZrO2上產生微溝，與噴砂ZrO2和微粗糙噴砂和酸蝕（SLA）-Ti相比，增加了橫向膠原纖維的數量，增強了骨的重塑。
Zr表面可使用等離子體電解氧化(PEO)、等離子體浸入離子植入(PIII)、離子輔助電弧等離子體沉積和簡單的等離子體噴涂。Ivanova等人報告了在Ti-Zr合金上使用離子輔助電弧等離子體沉積。他們報告說，由于涂層中Zr含量的增加，納米硬度也隨之增加。簡而言之，等離子體改性的裸Zr、Zr涂層的Ti或Zr結合的Ti合金都表現出了更強的成骨潛力、更優的機械性能和耐腐蝕性。最近，Liu等人報道了通過磁控濺射在Ti合金上沉積Zr包覆的非晶碳梯度多層膜，以提高生物活性，以及機械和生物三態性能。與裸露的無定形碳和Ti合金相比，Zr-C/Ti合金在體外明顯增強了耐磨性和成骨細胞的功能（生存能力、增殖和粘附）。Yuan等人利用原子層沉積法（ALD）在鋅鋰合金上制造了一層ZrO2納米薄膜的阻擋層，在體內實現了可控的生物降解并增強了骨整合能力。作者注意到金屬顆粒從植入物表面的釋放會引發免疫毒性，報告了由于納米涂層而減少了ZrO2在器官中的積累，并建議通過ALD改性使用ZrO2涂層來控制可生物降解金屬的腐蝕并提高其生物相容性。
1.2化學修飾
化學固定化或功能化可以進一步提高Zr植入物的生物活性，因此，植入物的酸蝕法已被廣泛探索和臨床應用。此外，雙重地形和化學修飾以及溶膠-凝膠方法也被應用于Zr植入物。例如，用KOH、NaOH和HF對噴砂的Zr進行化學處理，以進一步提高其骨化能力。據報道，在ZrO2上加入氟化物可使骨與種植體接觸（BIC）達到81%。酸蝕法已被廣泛用于Ti和Zr基種植體。研究表明，酸蝕的Ti和ZrO2種植體的骨結合情況相似，沒有觀察到統計學差異。值得注意的是，酸蝕ZrO2種植體的雙重微觀和納米形貌可能對生物相容性和骨結合有協同作用。同樣已被證實的是，微觀和納米尺度的修改可以機械地刺激細胞，從而改變細胞的運動性、粘附性和形狀。這反過來又會影響到種植牙的骨結合的早期建立。
此外，種植體的物理和化學特性的任何差異（通常是相互依存的，在種植體表面修飾過程中發生）都會顯著影響細胞反應（包括宿主細胞和病原體）。另一項研究報告稱，與Ti-SLA相比，噴砂和酸蝕的ZrO2（ZrO2-SLA）上的三類生物膜厚度有統計學意義的減少。再者，除了微小的地形差異，改性Zr和Ti之間不同的生物膜反應也可以歸因于材料的 金屬（Ti）和陶瓷（ZrO2）之間的材料組成和親水性的差異。
其他涉及ZrO2化學處理的調查包括使用各種酸（HF、乙酸和檸檬酸），通過在體外測試成骨細胞功能來評估HF處理的濃度/時間對ZrO2的影響，以及它們與既定的Ti對應物的比較。Hempel等人研究了成骨細胞樣SAOS-2細胞在噴砂、噴砂/蝕刻ZrO2和噴砂/蝕刻Ti上的反應，并報告了ZrO2對細胞粘附、增殖和分化的明顯影響。有趣的是，兩種ZrO2修飾方式實驗的結果相似，而與Ti的差異是由于材料的不同。
在機械特性方面，由于單斜相變和低溫降解條件，加熱和酸處理的組合可以降低ZrO2的抗彎強度。此外，機械特性如抗折強度和硬度（通過化學處理改變）可以影響ZrO2臨床表現。
最近，He等人研究了HF處理的Ti和Zr植入物在迷你豬上頜骨模型中的體內細胞毒性。使用電感耦合等離子體光發射光譜法（ICP-OES）和電感耦合等離子體質譜法（ICP-MS）對Ti/Zr釋放進行了量化。同時，在植入后12周進行了組織學分析。有趣的是，來自Ti植入物的Ti顆粒釋放量比來自ZrO2植入物的Zr釋放量高2倍，證實ZrO2的細胞毒性和DNA損傷相比Ti減少。此外， ZrO2-SiO2溶膠修飾HF-蝕刻的Ti植入物，它沒有改變Ti的生物相容性，并提供腐蝕保護。接下來，將加工好的cp Ti盤涂上TiO2或ZrO2納米涂層，提高了骨-種植體的接觸和降低了扭矩值。各種化學修飾的ZrO2植入物的生物活性評估摘要見表2。
1.2電化學改性
電化學技術，如電化學陽極化（EA）已被廣泛用于制造可控的金屬氧化物納米結構，特別是Ti基植入物。簡而言之，電化學陽極化包括將目標基材（金屬）作為陽極，將非目標金屬作為陰極浸泡在含有水和氟化物的電解液中，通過直流電源連接。在最佳條件下，受控的金屬氧化物納米結構 (金屬氧化物納米管或納米孔）在金屬基底（陽極）的表面形成。與其他的納米工程方法相比，EA因其成本效益、可擴展性和對制造的納米結構的物理/化學特性的控制而脫穎而出。同樣的技術已經被擴展到在Zr植入物的表面制造ZrO2納米管/納米孔。(表3)。
這些研究的主要結果包括：
1. 二氧化鋯納米管提高了Zr的穩定性，而且納米管退火后可以提高耐腐蝕性。
2. 試圖通過優化陽極氧化來了解納米管在Zr上的生長。
3. 制造光滑和高長徑比的納米粒子。
2017年，Katunar等人報告了一項廣泛的研究重點是陽極氧化鋯種植體的體外和體內生物活性評價。Cp Zr圓柱體分別在30和60 V下陽極氧化60 min，然后進行機械制備和脫脂。體外與小鼠肌球蛋白C2C12-GFP、成骨細胞MC3T3-E1細胞和巨噬細胞RAW 264.7小鼠細胞共同孵育，發現細胞鋪展增加，骨球蛋白和破骨細胞形態增加。此外，在大鼠股骨截骨模型體內植入60V陽極氧化鋯種植體證實了新骨形成。在類似的研究中，60V陽極氧化Zr植入大鼠體內模型獲得了顯著增強的松質骨體積和骨小梁厚度，證實了陽極氧化種植體周圍骨整合的較早發生。
通過調整陽極氧化條件，可以在Zr植入物上制造出可控的納米形態。該作者課題組最近展示了在微粗糙的Zr線上制造納米孔和納米管來模仿臨床上使用的Zr植入物，并證明了陽極氧化納米工程Zr植入物的臨床轉化。該作者課題組還表明，通過保留Zr植入物的底層微粗糙形貌并疊加納米形貌，可以制造出雙重微納米結構。Frandsen等人在體外用成骨細胞比較了ZrO2納米管修飾的Zr植入物和單純Zr植入物的生物活性，并報道了納米管上的初始附著力和擴散力增強，同時細胞骨架高度組織化，ALP活性增加和礦化。
此外，與裸露的Zr和成型的ZrO2納米管相比，退火后的ZrO2納米管增加了耐腐蝕性。值得注意的是，ZrO2納米管表面的親水性隨著直徑的減小和退火（導致表面裂紋）而增加，而親水性則隨著ZrO2納米管的老化（當納米管暴露在空氣中105天）而減少。這些都是由于ZrO2納米管的力的平衡和羥基含量的減少。與帶有TiO2納米管的陽極氧化鈦相比，在退火（增加親水性）和老化（減少親水性）方面有類似的結果。然而，對于TiO2納米管，親水性隨著直徑的減小而降低。值得注意的是，值得注意的是，可以通過提高陽極氧化的電壓、電流或時間來增大納米管直徑。然而，該作者課題組最近報道在Zr上制備ZrO2納米管/納米孔時，上述方法會導致陽極膜出現裂紋(在彎曲的 Zr基片陽極氧化時) 和過快的生長速率(這就產生了類似納米草的結構)。
1.4生物活性涂層
在ZrO2上開發生物活性涂層可增強成骨細胞功能，誘導羥基磷灰石形成，有助于成骨，并達到抗菌性能。大量研究報道了Zr種植體通過磷酸鈣(CaP)、羥基磷灰石(HA)以及各種生物聚合物和生物大分子的修飾來增強骨整合/軟組織整合的生物活性。羥基磷灰石和鈣的生物活性增強情況見表4。
1.4.1 磷酸鈣（CaP）涂層
CaP是骨的重要礦物成分，CaP涂層可以增強Zr基種植體上的鈣沉積和蛋白質粘附，提高表面生物活性，所以將CaP納入植入物可快速建立骨-植入物整合。Stefanic等人報告了通過化學沉積和水熱處理（900℃）在ZrO2植入物上形成穩定的β-磷酸三鈣（β-TCP）層。這種β-TCP涂層增強了模擬體液（SBF）溶液中的體外磷灰石沉積，并促進了血清蛋白對ZrO2基底的粘附。在另一項研究中，Quan等人合成了ZrO2-CaP復合材料并通過化學共沉淀法將ZrO2-CaP復合材料涂覆在ZrO2基質上，并顯著提高了小鼠堿性磷酸酶（ALP）、白細胞介素-6（IL-6）和轉化生長因子-β（TGF-β）在體外的表達。
值得注意的是，CaP涂層與Zr/ZrO2基底的結合強度較弱，尤其是那些通過物理沉積方法獲得的涂層。因此，人們做了多種嘗試來加強其在植入物上的粘合強度，包括與HA共同涂層、激光處理（在涂布CaP之前）和水熱燒結（在涂布CaP之后）。除了這些技術，多層復合涂層是獲得穩定的CaP涂層的一種選擇，正如Bao等人所報告的那樣。在這種方法中，通過溶膠-凝膠技術和退火在Zr基底上沉積和固定一層薄的TiO2薄膜，然后在Si-OCP溶液中連續沉積和疊加磷酸八鈣（OCP）復合材料到TiO2薄膜上。這樣的順序沉積可以產生一個無裂縫/缺陷的Si-摻雜OCP涂層，并且這種涂層的可靠的機械穩定性已經被老化試驗所證實。此外，Stefanic等人通過兩步仿生沉積證實了穩定的CaP涂層的形成：無定形OCP層最初在ZrO2基底上沉淀，并轉化為磷灰石相，作為疊加最終OCP涂層的模板。
2.4.2. 羥基磷灰石（HA）
羥基磷灰石（HA）具有與牙釉質、牙本質和牙槽骨相似的結晶結構，具有增強骨缺損部位的成骨潛力。與Zr/ZrO2上的其他生物涂層相比，基于HA的涂層已被廣泛應用于各種體外和體內調查，以實現生物活性的增強。對Zr摻雜的羥基磷灰石（ZrHA）涂層的ZrO2基底進行熱處理（1200℃，2小時，涂層后），可以將部分ZrHA涂層轉化為其他晶體形式，如β-磷酸鈣（β-TCP）、氧化磷酸鈣和氧化鋯鈣，以穩定涂層。這種改性的ZrHA涂層具有良好的機械性能，并能牢固地粘附在下面的二氧化鋯基材上。ZrHA在成骨潛力方面相比Zr已經顯示出了改進，增強MC3T3-E1細胞在體外的增殖和擴散形態。Cho等人報告說，使用氣溶膠沉積的HA涂層，在體外與MC3T3-E1細胞共孵育后的ALP、茜素紅和成骨基因的表達明顯增強。體內研究的組織學結果報告了HA涂層的Zr/ZrO2的成骨增強作用。
已經采用了各種策略用HA來修飾Zr/ZrO2。在通過等離子體激光沉積將不同的Zr合金涂上HA后。Trinca等人將HA-Zr種植體植入小型豬的脛骨嵴，并評估了距種植體不同距離的骨形成。簡而言之，在一個月內，在HA涂層的Zr種植體表面周圍觀察到了卓越的新骨形成。種植體表面，在一個月內觀察到大量浸潤的成骨細胞。此外，在HA涂層的種植體周圍，滲入的巨噬細胞比沒有涂層的Zr 植入物要少（圖2）。
在另一項體內研究中，將納米結晶HA包裹的ZrO2植入物植入比格犬的下顎。組織學研究結果證實，六周后，涂覆HA的種植體周圍的新骨形成（33±14%），與無涂層的對照組（21±11%）相比，明顯增強。
值得注意的是，HA改性的Zr/ZrO2種植體在植入過程中面對種植體-骨界面的高扭矩時，可能會導致HA涂層的脫落/剝落。因此，許多研究都集中在加強HA涂層在Zr/ZrO2上的粘結穩定性。正如Miao等人所報告的那樣，一種策略是在涂層前進行陶瓷漿液滲透處理，在ZrO2基底上形成一個多孔層。這種多孔層增加了HA-ZrO2的接觸面積，導致更高的界面結合強度。另一種方法是在ZrO2基質上將釔穩定的ZrO2（Y-TZP）粉末與HA晶體相結合的涂層，與裸露的HA涂層相比，ZrO2表面的粘附強度明顯增加。這種復合涂層在體外增強了人類成骨細胞（HOBs）的增殖和ALP的分泌。
值得注意的是，散裝形式的HA機械性能較差，包括弱彎曲應力和低抗疲勞性。此外， HA和Zr之間不匹配的熱膨脹以及燒結過程中HA的分解會限制Zr基材上的HA涂層的機械結合強度。這可能導致HA涂層的Zr植入物出現機械脆性和弱點，影響HA改性的ZrO2植入物的安全植入和功能。為了解決這個問題，Faria等人使用氣體壓制和燒結技術制造了一種ZrO2-HA/TCP復合涂層，具有卓越的機械穩定性，并增強了ZrO2-HA/TCP的性能。表5總結了使用二氧化硅、HA、TiO2和Si3N4顆粒對釔-穩定氧化鋯（YSZ）植入物的生物活性增強情況。
1.4.3多巴胺和聚多巴胺
多巴胺和聚多巴胺（PD）因其可以幫助細胞在材料表面的粘附和相互作用，故它們作為涂層被提議用于增強 Zr/ZrO2表面的生物活性。多巴胺涂層可以通過影響細胞絲狀結構來改善細胞的粘附性。與HA和CaP涂層相比，Zr/ZrO2上的多巴胺涂層可以通過鹽酸多巴胺溶液的物理沉積（浸泡）來實現，不過為了獲得均勻分布的多巴胺涂層，有必要保持鹽酸多巴胺溶液的持續攪拌和溫度穩定（37-50℃）。用3,4-二羥基-L-苯丙氨酸（L-DOPA）涂層修飾的ZrO2基質與無涂層的ZrO2基底相比，蛋白質粘附能力增強，MG-63人類成骨細胞在體外的增殖和細胞擴散增加。此外， 有報道稱，PD涂層的二氧化鋯上的人類牙齦成纖維細胞（hGFs）在體外的增殖，以及纖維連接蛋白、整合素β1的表達和膠原蛋白1的分泌都有所增強。顯然，PD涂層的Zr種植體可以用于軟組織整合和骨整合，以確保種植牙的長期成功。
1.4.4生物高分子涂層
生物大分子，如精氨酸（RGD），是纖連蛋白中的一個最小的識別序列，可以促進細胞的相互作用，在增強常規植入物的生物活性方面有很大的潛力。由于RGD涂層必須在溫和的條件下進行，以防止蛋白質/肽變性，因此在其涂層之前需要進行連續的預處理；這些預處理包括酸蝕、等離子體處理和鹽化。正如Fernandez-Garcia等人報告的那樣，RGD功能化的ZrO2植入物在體外增加了小鼠成骨細胞MC3T3-E1的粘附率。將RGD固定在ZrO2基質上的另一種方法是共價鍵合，這包括在酸/堿溶液中連續浸泡，形成羥基，導致共價鍵合和加強RGD涂層。這種RGD涂層的ZrO2已被報道可以增強MG-63骨科的增殖、粘附和分化。
蛋白質和細胞因子作為涂層在植入物表面仍有一定缺陷，因為在固定化過程中可能發生變性。因此，能夠有效固定CaP/HA涂層的水熱處理，不適合用于敏感的生物大分子涂層。此外，為了獲得穩定的生物大分子涂層，Zr/ZrO2基材必須經過預處理。Rubinstein等人利用離子束輔助沉積（IBAD）來創建納米結構的ZrO2表面（帶有負電荷斑塊的納米峰）。通過IBAD獲得的ZrO2具有超強的親水性，并具有增強的FN粘附能力，從而促進細胞在FN涂層的ZrO2植入物表面的粘附。
骨形態生成蛋白-2（BMP-2）和生長與分化因子-5（GDF-5）也通過應用多種水凝膠加載處理固定在ZrO2上。簡而言之，ZrO2的表面被最初由2-氨基乙基甲基丙烯酸酯(AEMA)-結合HA(HA-AEMA)進行功能化，然后浸入含有BMP-2或GDF-5的透明質酸水凝膠中。負載BMP-2和GDF-5的ZrO2與MG-63成骨細胞共孵育顯示，在第7天，MG-63成骨細胞的堿性磷酸酶（ALP）活性以劑量依賴方式明顯增強。同樣，茜素紅染色顯示體外MG-63細胞的鈣沉積增加。在GDF-5和BMP-2功能化的ZrO2表面，MG-63細胞體外的ALP的mRNA表達增強，進一步表明成骨潛力增強（圖3）。
1.5. 紫外線照射
以前的研究已經確定，經過紫外線輻照的Ti表面表現出更高的生物活性和成骨性。同樣的策略已被擴展到ZrO2表面。在一項開創性的研究中，Att等人評估了紫外光照射對二氧化鋯的影響。他們使用15W的殺菌燈（250–360nm）作為紫外線光源照射48小時，觀察到ZrO2表面的親水性增加（圖4a）。還觀察到ZrO2表面的細胞附著、擴散和骨髓細胞的增殖情況。雖然在紫外線處理的樣品中ALP活性和礦化程度明顯較高，但在處理和未處理的表面之間，成骨標志物的基因表達并沒有達到明顯的差異。這導致了這樣的結論：ALP活性的增強是由于紫外線處理后附著在ZrO2表面的細胞數量增加，表明紫外線處理改善了細胞的附著和增殖。
在另一項研究中，Tuna等人評估了紫外線處理對兩種生物醫學級Zr的影響，Zr1 [(ZrO2 85.7 wt%; Al2O3 8.3 wt%; Y2O3 4.3 wt%; La2O3 1.7 wt%] 和Zr2 [ZrO2 93 wt%; Y2O3 5 wt% HfO2 1.9 wt%; Al2O 0.1 wt%]。光滑（m）和粗糙（r）的ZrO2（通過噴砂粗化）被暴露在15W的殺菌燈（250–360nm）下48小時。接觸角分析顯示在紫外線處理后表面特性從疏水到親水的顯著轉變。紫外線處理也減少了表面上的碳含量。此外，體外培養的成骨細胞顯示在紫外線處理的表面上加速了附著和增強了擴散。然而，在ALP活性方面沒有觀察到由于表面處理而產生的明顯差異。這一觀察結果與Att等人的早期報告相反。另外，進一步研究了紫外線處理的Zr圓柱形種植體在體內大鼠股骨模型中的功效。結果顯示，與未處理的種植體相比，在植入兩周后，紫外線處理的種植體周圍有大量的骨形成。植入四周后，觀察到種植體表面和骨表面沒有纖維組織的情況下，種植體與骨的結合更加緊密。
2.合金化的Zr種植體
傳統上，Zr與Ti的合金化是為了改善Ti的機械性能。然而，近年來，由于Zr基合金能夠在植入后在其表面形成類似于骨質的磷灰石層，因此在植入物的開發中獲得了新方向。在某些情況下，如在狹窄的無牙槽骨脊上種植或在狹窄的縫隙中替換單顆牙齒，需要小直徑的種植體具有更強的機械和抗拉強度，在這些情況下，像Ti和Zr這樣的純金屬的機械強度是不夠的。使用Zr基合金，如TiZr，可以解決這個問題，因為它們具有更高的機械強度，使它們成為需要增強機械性能的理想候選材料。
2.1鈦鋯（TiZr）合金
與單獨的Ti和Zr相比，TiZr合金的機械性能增強，使其成為小直徑牙科/醫療植入物的合適人選。Chen等人評估了堿熱處理（AH）后在刺激體液（SBF）中浸泡以在TiZr表面覆蓋磷酸鈣的效果（AH-SBF）。樣品最初被浸泡在10M NaOH中。然后加熱到600?C，持續1小時，最后在37?C的SBF中浸泡30天。值得注意的是，該合金很容易在表面形成金屬氧化物，為合金提供耐腐蝕性。堿處理后，多孔的鈦酸鈉和鋯酸鹽在合金表面形成了多孔的鈦酸鈉和鋯酸鹽水凝膠，孔隙率約為500 nm。當浸泡在SBF中，CaP的小立方體顆粒沉積在材料表面，并逐漸形成均勻的層。這種模擬磷灰石的CaP可以用來增強植入后與周圍骨骼的結合。
2011年，Chen等人進一步評估了人類成骨細胞樣細胞（SaOS2）對AH-SBF改性TiZr表面的體外反應。結果表明在修飾過的表面上細胞數目增多，并有多個延伸的絲狀體。這些結果提供了證據，證明改性TiZr表面可用于協調骨-種植體界面的成骨作用。隨后，Grigorescu等人采用兩步陽極氧化工藝，在TiZr合金表面制造了納米管，該工藝使用含15 vol% H2O和0.2M NH4F的乙二醇電解液。 第一步陽極氧化處理進行了2小時，然后在去離子水中通過超聲處理去除形成的氧化層，第二步陽極化在相同的電解液中進行了1小時。在15V、30V和45V的電壓下進行陽極處理。第一次陽極氧化后，產生的納米管直徑分別為30–40納米、50–60納米和80–100納米，第二次陽極氧化后，直徑減少到20–30納米（15V），35–40納米（30V），40–70納米（45V）。 觀察到表面的親水性隨著納米管直徑的減小而增加。
值得注意的是，親水的表面顯示出較強的抗細菌黏附性能。此外，已經確定的是納米管狀結構，由于其高表面積和增強的蛋白質的粘附，增強了成骨能力。然而，為進一步評估抗菌效果和生物膜的形成，可使用一個多菌系統進一步評估抗菌效果和生物膜的形成，可以進一步了解這些技術如何在臨床上應用。
Charles等人使用摻釹釔鋁石榴石（Nd-YAG）激光評估了TiZr合金的表面改性。波長為1064nm的Nd-YAG激光器在樣品上以8W的功率，300mJ/脈沖能量和50-kHz的脈沖頻率，在樣品上進行線性運動。激光處理后，TiZr表面的粗糙度從0.03 μm升高到0.06 μm，表明激光使合金表面粗糙化。接觸角分析證實，與未處理的表面相比，激光處理過的表面是親水的。此外，表面改性增強了人類成骨細胞在體外的粘附力。特別值得注意的是，未經修飾的表面粗糙度較低，導致細胞附著力降低，進一步阻礙了細胞與細胞之間的互動。在激光修飾的表面上，觀察到細胞樹枝狀突起、絲狀延伸和礦化的增加，表明激光處理過的TiZr表面具有骨整合的潛力。
等離子體電解氧化（PEO）已經被用來在Ti表面形成厚的多孔涂層，以增強成骨能力。Cordeiro等人采用同樣的策略來修改TiZr合金的表面，并評估其對蛋白質吸附和細菌粘附的影響。樣品在含有醋酸鈣和甘油磷酸二鈉的電解質中以290 V和250 Hz的電壓進行氧化。經過PEO處理的表面表現出多孔的形態，其表面粗糙度和親水性高于未處理的表面，隨后顯示出蛋白質吸附量增加了2倍。此外，血清鏈球菌的菌落形成單位數量的減少表明，PEO改性限制了細菌在TiZr表面的粘附。此外，據報道，PEO處理有助于將電解質中的Ca和P納入多孔的表面。
2.2. 鋯鈮(Zr-1Nb)合金
Zr-1Nb合金比Zr具有更高的耐腐蝕性和機械性，使其成為骨和牙科植入物的合適人選。Kim等人評估了用研磨紙（#100, #600,#2400）拋光，然后用NaOH處理Zr-1Nb合金的表面。此外，將處理后的表面浸泡在模擬體液（SBF）中，以評估表面磷灰石沉積的速度。值得注意的是，表面形態對磷灰石沉積的影響對于理解植入物的體內生物礦化至關重要。隨著表面粗糙度的增加，觀察到磷灰石沉積的增加，使用100號砂紙拋光的基底比2400號砂紙拋光的基底顯示出更高的沉積量。其他研究表明，NaOH處理的Ti-6Al-4V表面增強了磷灰石的形成。當Kim等人比較NaOH處理對拋光的Zr-1Nb表面的影響時，他們沒有觀察到磷灰石沉積的任何變化。因此，結論是合金表面的ZrO2層比Ti植入物上的TiO2層更有助于磷灰石晶體的成核。因此，即使沒有NaOH處理，Zr合金表面也有很大的生物礦化潛力。
3. 商業Zr/ZrO2植入物
三種類型的Zr/ZrO2基底通常被用來制作商業植入物/假體：釔穩定的ZrO2（Y-TZP），鋁硬化的ZrO2（ATZ），以及熱等靜壓的ZrO2（表6）。
Y-TZP是通過燒結含有3 mol% 釔的ZrO2復合材料，在1300–1500 ℃下產生四邊形結晶的Y-TZP而制造的。Y-TZP因其出色的抗腐蝕能力和低熱降解（LTD，或ZrO2老化）而受到青睞，因此被商業植入物公司所選擇其中包括Straumann®、Camlog®、Nobel®和ICX®。ATZ的制造包括將20 wt%的Al2O3與80 wt%的TZ-3Y復合材料（ZrO2和3%的Y2O3）結合起來，在50 MPa下加壓，在1400 ℃下燒結2小時。ATZ也耐腐蝕，生物活性比純Ti略強，被Swiss Dental Solutions®（SDS）、Nobel®和Zircon Vision®使用。HIP涉及燒結，在不改變化學成分的情況下壓縮和致密二氧化鋯，從300?C和110MPa開始，持續增加到1200 ℃和205 MPa，持續2小時。以前的研究已經證實了HIP處理過的二氧化鋯具有合適的化學穩定性和機械強度，包括Bredent®和Z-systems®在內的多家植入物制造商都在使用。
表7中總結了對商業ZrO2植入物進行的各種表面修飾，以增強組織整合。正如Kohal等人所報告的，空氣中的粒子研磨方法可以有效地在二氧化鋯基底上形成微細的粗糙，這對骨結合是有利的。
因此，通常用于制造Ti種植體的噴砂和酸蝕（SLA）也被用于Zr/ZrO2種植體的制造（例如Straumann®的ZLA®表面）。然而，也有報道說，在SLA處理過程中，空氣中的顆粒磨損可能會改變二氧化鋯基底的結晶相，影響對低熱降解（LTD）的抵抗力，破壞長期穩定性。除了噴砂，其他制造微粗糙度以增強骨整合能力的技術包括銑削、燒結和陶瓷注射成型（CIM）。融入生物活性涂層（如羥基磷灰石、多巴胺）也被用來修改二氧化鋯植入物。然而，對長期表面穩定性和體外/體內生物安全性的研究有限，這代表了對此類生物活性二氧化鋯植入物的臨床轉化的重大研究差距。
到目前為止，各種研究已經證實了商用二氧化鋯種植體的臨床可靠性，包括良好的種植體存活率（ISR）和受限的邊緣骨量損失（MBL）。正如Pieralli等人在2014年報告的那樣，在2010年至2015年發表的12項臨床研究中，商用二氧化鋯種植體的第一年總體ISR為96%，一年后的平均MBL為0.79 mm。同樣，Roehling等人確定了11項關于商用二氧化鋯植入物的臨床研究，結果顯示一年后的平均ISR為94.64%，MBL為0.78 mm。這些研究結果與傳統的Ti種植體相當。除了可預測的骨結合，白色二氧化鋯種植體/基臺的長期美學效果也很好。正如Naveau等人所報告的， 與灰色的鈦合金種植體相比，二氧化鋯種植體周圍的變色和牙齦萎縮現象有所緩解，這支持了二氧化鋯種植體修復的長期美觀性的觀點。
4. Zr種植體臨床轉換面臨的挑戰
4.1磨損和腐蝕
在種植手術和咀嚼過程中，牙科種植體在都會受到持續的力。這些力會嚴重影響種植體表面的穩定性及其修飾，并可能導致種植體分層和離子/顆粒浸出。除了一般的磨損和長期運行過程中形成的潛在的摩擦腐蝕外，這些問題突出表明需要調查和進一步了解二氧化鋯植入物的穩定性，以確保其壽命和生物安全性。
與其他種植體材料相比，在口腔內恒定的物理和化學腐蝕環境下，二氧化鋯具有可靠的物理和電化學穩定性，對牙齒種植體的長期性能有好處。對此，Tsumita等人報告說，ZrO2基臺-種植體界面可以承受反復的負載而不出現任何分層。ZrO2基臺的抗疲勞能力與Ti基臺相似。Corne等人在恒定的接觸壓力（100兆帕）下，比較了Ti、Ti合金、Y-TZP、ZrO2和Y-TZP 涂層的鈦合金在模擬的人類牙齦中經過16小時的摩擦腐蝕后的穩定性。結果顯示，與其他組相比，Y-TZP基體的抗磨蝕能力有所增強。鈦表面的Y-TZP涂層也可以顯著提高其抗磨損能力。值得注意的是，二氧化鋯也被廣泛地鍍在其他生物醫學材料上，以減少其電化學腐蝕。減少它們的電化學腐蝕。
眾所周知，二氧化鋯以三種突出的結晶相存在：單斜晶、四斜晶和立方晶。四方相是在水熱燒結過程中形成的商用二氧化鋯植入物的主要相，具有可靠的機械強度，但與室溫下的單斜相相比，其穩定性低。因此，ZrO2植入物的四邊形結構在室溫下會慢慢轉變為單斜相，這被稱為低溫降解（LTD）。水/濕氣可以加速LTD，在ZrO2表面產生裂縫，損害其機械強度。因此，LTD是對二氧化鋯植入物長期穩定性的一個重大挑戰。各種研究都試圖抑制二氧化鋯植入物的單斜面轉化，并保持其四邊形相。穩定四邊形相ZrO2的一個選擇是應用釔形成Y-TZP復合材料，這可以大大增強在潮濕環境中的物理穩定性。Zhang等人報告說，在ZrO2基體中加入3–5%的釔，可以有效地抑制單斜相的轉化，穩定ZrO2復合材料，防止水引起的腐蝕。除了Y-TZP，另一種抵抗LTD的策略是在ZrO2基體中加入Al，以制造ATZ復合材料。Spies等人報告說，ATZ復合材料可以承受多種動態載荷和水熱/水處理循環，而不會形成裂紋或分層。此外，大部分ATZ成分在水熱/濕潤的情況下，容忍多種負荷，仍然是耐腐蝕的四邊形相，表明其在口腔內長期運作的可靠性。
4.2. 細胞毒性問題
盡管Zr基合金被廣泛用作整形外科/牙科植入物，但機械磨損和撕裂會導致ZrO2納米顆粒（NPs）浸出到周圍組織。NPs的積累會導致細胞毒性，甚至是急性器官衰竭。Ye等人研究了ZrO2 NPs在體外對小鼠成骨細胞的細胞特性的影響。
低濃度的ZrO2 NPs（0-80 μg/mL）是無毒的，然而，在較高的濃度（100-150 μg/mL）下，ZrO2 NPs使細胞活力下降了50%。長期暴露于較高濃度的ZrO2 NPs下細胞形態的變化，凋亡和壞死細胞的數量增加，活性氧（ROS）水平升高，礦化和成骨標志物的表達減少，表明ZrO2 NPs的長期暴露和生物積累引起了細胞毒性效應。
在另一項研究中，He等人評估了Zr種植體在迷你豬上頜骨體內的潛在毒性影響。簡而言之，將帶螺紋的Ti和ZrO2種植體植入上頜骨的無牙部位。植入12周后，用電感耦合等離子體光發射光譜法（ICP-OES）和電感耦合等離子體質譜法（ICP-MS）測定組織內存在的Ti和Zr離子水平。研究結果顯示，在Ti和ZrO2植入物附近的骨片中，Ti的重量為1.67±0.42毫克/千克，Zr的重量為0.59±0.13毫克/千克。這證實了與Ti相比，Zr從種植體中浸出的量很低。
此外，種植體附近的同位素空間分布顯示，靠近螺紋頂端的47Ti和90Zr同位素強度較高，表明在受力區域，磨損和離子釋放的機會可能更高。骨髓的組織學分析也發現了Ti顆粒和Ti植入物附近組織的骨髓纖維化痕跡，這與以前關于Ti植入物的報告一致。相反，在骨髓中沒有發現Zr顆粒。總的來說，該研究表明，ZrO2植入物中的離子和顆粒的浸出量較低。重要的是，這些研究是在無機械負荷的情況下進行的，即沒有受到咀嚼力的影響。因此，包含機械負荷和更準確地類似于生理條件的研究將是有價值的。作者還比較了ZrO2 NPs和ZrO2微粒子（MPs）在人類牙周韌帶細胞體外的細胞毒性。ZrO2 -NPs和ZrO2 -MPs的EC50值分別為13.96 mg/mL和80.99mg/mL，表明NPs比MPs更具毒性。然而，體內研究表明，ZrO2 -MPs的EC50含量僅為0.7 mg/kg，比ZrO2 -MPs-NPs的EC50低18,613倍，這意味著ZrO2 -MPs植入物的細胞毒性作用很低。因此，對Zr植入物及其長期細胞相容性的評估需要進一步調查。
5.結論
雖然金屬鈦是目前牙種植體的熱門材料，但是越來越多的關注點正聚焦于鋯及氧化鋯基材料上，這可歸因于其獨特的優點，比如色澤潔白(富有美學性)、細菌親和力低、硬度高、韌性強。與此同時，氧化鋯還保持了與鈦相同的骨性結合能力。鋯及氧化鋯基材料作為當代牙科植入物具有很大的應用潛力。為了增強上述材料的生物活性，我們對其進行了各種物理、化學、電化學和生物方面的性能優化，并且在體外和體內試驗中都顯示出了良好的效果。更加值得注意的是，加入CaP、羥基磷灰石、聚多巴胺等生物分子于氧化鋯種植體上可以提高其成骨能力。此外，該綜述還報道了經合金化改性后的鋯種植體具有較高的生物活性。理想的氧化鋯種植體表面改性技術將在保留材料原本的微粗糙度，同時改變納米形貌以進一步增強生物活性。盡管這些工作都取得了巨大進展，但未能很好地解決如何增強機械性能和降低細胞毒性等問題。下一代氧化鋯種植體將采用納米工程，具有可控的生物活性，即使是在受損的病人情況下，仍能夠加速種植體的整合。
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